JP7124460B2 - Biological analysis device, biological analysis method and program - Google Patents

Biological analysis device, biological analysis method and program Download PDF

Info

Publication number
JP7124460B2
JP7124460B2 JP2018104934A JP2018104934A JP7124460B2 JP 7124460 B2 JP7124460 B2 JP 7124460B2 JP 2018104934 A JP2018104934 A JP 2018104934A JP 2018104934 A JP2018104934 A JP 2018104934A JP 7124460 B2 JP7124460 B2 JP 7124460B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
index
blood pressure
blood
living body
pressure
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2018104934A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2019208617A (en
Inventor
陽 池田
彩映 沢渡
明子 山田
正恭 福岡
明 北原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Seiko Epson Corp
Original Assignee
Seiko Epson Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Seiko Epson Corp filed Critical Seiko Epson Corp
Priority to JP2018104934A priority Critical patent/JP7124460B2/en
Priority to US16/103,968 priority patent/US11253205B2/en
Publication of JP2019208617A publication Critical patent/JP2019208617A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP7124460B2 publication Critical patent/JP7124460B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Description

本発明は、生体を解析するための技術に関する。 The present invention relates to techniques for analyzing living organisms.

血圧等の生体情報を解析する各種の測定技術が従来から提案されている。例えば特許文献１には、生体に超音波を照射する血流速度センサーを利用して血圧を測定する血圧測定装置が開示されている。具体的には、血圧測定装置は、動脈径の最大値と血流速度の最大値とから収縮期血圧を算定し、動脈径の最小値と血流速度の最小値とから拡張期血圧を算定する。 Various measurement techniques for analyzing biological information such as blood pressure have been conventionally proposed. For example, Patent Literature 1 discloses a blood pressure measurement device that measures blood pressure using a blood flow velocity sensor that irradiates a living body with ultrasonic waves. Specifically, the blood pressure measuring device calculates the systolic blood pressure from the maximum arterial diameter and the maximum blood flow velocity, and calculates the diastolic blood pressure from the minimum arterial diameter and the minimum blood flow velocity. do.

特開２００４－１５４２３１号公報JP-A-2004-154231

しかし、動脈径の演算値にはノイズが含まれ得るので、収縮期血圧の算定に好適な最大値や拡張期血圧の算定に好適な最小値を必ずしも適切に特定できない場合がある。血流速度においても同様である。したがって、特許文献１の技術では、収縮期血圧と拡張期血圧とを必ずしも高精度に算定することができない。 However, since the calculated value of the arterial diameter may contain noise, it may not always be possible to appropriately specify the maximum value suitable for calculating the systolic blood pressure and the minimum value suitable for calculating the diastolic blood pressure. The same applies to blood flow velocity. Therefore, the technique of Patent Document 1 cannot necessarily calculate the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure with high accuracy.

以上の課題を解決するために、本発明の好適な態様に係る生体解析装置は、生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、脈圧指標と平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部とを具備し、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、生体の血流量に関する血流量指標に応じて、脈圧指標および平均血圧指標の少なくとも一方が算定される。
本発明の好適な態様に係る生体解析方法は、生体の脈圧に関する脈圧指標を算定し、生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定し、脈圧指標と平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する生体解析方法であって、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから、生体の血流量に関する血流量指標に応じて、脈圧指標および平均血圧指標の少なくとも一方が算定される。
本発明の好適な態様に係るプログラムは、生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、脈圧指標と平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部としてコンピューターを機能させるプログラムであって、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、生体の血流量に関する血流量指標に応じて、脈圧指標および平均血圧指標の少なくとも一方が算定される。 In order to solve the above problems, a biological analysis apparatus according to a preferred aspect of the present invention includes a pulse pressure calculation unit that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body, and a mean blood pressure index related to the average blood pressure of a living body. An average blood pressure calculator and a blood pressure calculator for calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index are provided. At least one of the pulse pressure index and the average blood pressure index is calculated according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light.
A biological analysis method according to a preferred aspect of the present invention calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body, calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of a living body, and according to the pulse pressure index and the mean blood pressure index, contraction A bioanalysis method for calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure, which is based on an intensity spectrum related to the frequency of light reflected and received inside a living body by laser light irradiation, according to a blood flow index related to the blood flow of the living body. , at least one of the pulse pressure index and the mean blood pressure index is calculated.
A program according to a preferred aspect of the present invention comprises a pulse pressure calculator for calculating a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body, a mean blood pressure calculator for calculating a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of a living body, a pulse pressure index and an average A program that causes a computer to function as a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the blood pressure index, and the intensity related to the frequency of the light received by being reflected inside the living body by the irradiation of the laser light. At least one of the pulse pressure index and the average blood pressure index is calculated according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body calculated from the spectrum.

本発明の第１実施形態に係る生体解析装置の側面図である。1 is a side view of a biological analysis device according to a first embodiment of the present invention; FIG. 血圧の時間変化を示すグラフである。It is a graph which shows a time change of blood pressure. 生体解析装置の機能に着目した構成図である。1 is a configuration diagram focusing on functions of a biological analysis device; FIG. 脈圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram focusing on elements for calculating pulse pressure; 血液量指標の時間変化を示すグラフである。It is a graph which shows the time change of a blood volume index. 血流量指標の時間変化を示すグラフである。It is a graph which shows the time change of a blood-flow index. 被験者について実測された血流速振幅と、算定された血液量指標の時間変化の振幅との関係を、被験者の皮膚厚を変化させた複数の場合について示すグラフである。4 is a graph showing the relationship between the blood velocity amplitude actually measured for a subject and the amplitude of the time change of the blood volume index calculated for a plurality of cases in which the subject's skin thickness is changed. 被験者について実測された血流速振幅と、算定された血流量指標の時間変化の振幅との関係を、被験者の皮膚厚を変化させた複数の場合について示すグラフである。4 is a graph showing the relationship between the blood velocity amplitude actually measured for a subject and the amplitude of the calculated blood flow index change over time, in a plurality of cases where the subject's skin thickness is changed. 被験者について実測された血流速振幅と、血液量指標の時間変化の振幅と血流量指標の時間変化の振幅との比との関係を、被験者の皮膚厚を変化させた複数の場合について示すグラフである。Graph showing the relationship between the blood velocity amplitude actually measured for the subject and the ratio between the amplitude of the time change of the blood volume index and the amplitude of the time change of the blood flow index, for multiple cases in which the skin thickness of the subject was changed. is. 正規化血液量指標の時間変化および正規化血流量指標の時間変化をそれぞれ示すグラフである。4 is a graph showing changes over time in a normalized blood volume index and changes over time in a normalized blood flow index, respectively. 被験者について実測された脈波伝播速度と、血液量積算値と血流量積算値との比との関係を、複数の被験者について示したグラフである。4 is a graph showing the relationship between the pulse wave velocity actually measured for a subject and the ratio between the blood volume integrated value and the blood flow volume integrated value for a plurality of subjects. 被験者について実測された脈圧と、振幅指標と抵抗指標との積との関係を、複数の被験者について示すグラフである。4 is a graph showing the relationship between the pulse pressure actually measured for a subject and the product of the amplitude index and the resistance index for a plurality of subjects. 腕部の血管の模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram of blood vessels in the arm. 心臓から血管上の特定の部位までの距離と、当該部位における平均血圧との関係を示すグラフである。2 is a graph showing the relationship between the distance from the heart to a specific site on blood vessels and the average blood pressure at that site. 平均血圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram focusing on elements for calculating average blood pressure; 制御装置が実行する生体解析処理のフローチャートである。4 is a flowchart of biological analysis processing executed by the control device; 脈圧を算定する処理の具体的な内容を示すフローチャートである。4 is a flowchart showing specific contents of processing for calculating pulse pressure; 抵抗指標を算定する処理の具体的な内容を示すフローチャートである。4 is a flowchart showing specific contents of processing for calculating a resistance index; 平均血圧を算定する処理の具体的な内容を示すフローチャートである。4 is a flowchart showing specific contents of processing for calculating average blood pressure; 平均血圧を算定する処理の具体的な内容を示すフローチャートである。4 is a flowchart showing specific contents of processing for calculating average blood pressure; 体循環における血管の種類と血圧との関係を示したグラフである。It is the graph which showed the relationship between the kind of blood vessel in systemic circulation, and blood pressure. 第１実施形態の変形例に係る脈圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram focusing on elements for calculating pulse pressure according to a modification of the first embodiment; 第１実施形態の変形例に係る脈圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram focusing on elements for calculating pulse pressure according to a modification of the first embodiment; 血流量指標の時間変化を示すグラフである。It is a graph which shows the time change of a blood-flow index. 第１実施形態の変形例に係る脈圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram focusing on elements for calculating pulse pressure according to a modification of the first embodiment; 第１実施形態の変形例に係る脈圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram focusing on elements for calculating pulse pressure according to a modification of the first embodiment; 第１実施形態の変形例に係る平均血圧を算定するための要素に着目した構成図である。FIG. 10 is a configuration diagram focusing on elements for calculating average blood pressure according to a modification of the first embodiment; 検出信号のうち血流量指標の算定に利用される周波数帯域におけるＳＮ比の良否と、検出信号のうち吸光度指標の算定に利用される周波数帯域におけるＳＮ比の良否とを、発光部と受光部との距離を変化させた複数の場合について示す表である。The quality of the SN ratio in the frequency band of the detection signal used for calculating the blood flow index and the quality of the SN ratio in the frequency band of the detection signal used for calculating the absorbance index are determined by the light emitting unit and the light receiving unit. 10 is a table showing a plurality of cases in which the distance of is changed. 第２実施形態における生体解析装置の機能に着目した構成図である。It is a block diagram focusing on the function of the biological analysis device in the second embodiment. 第３実施形態における生体解析装置の機能に着目した構成図である。FIG. 12 is a configuration diagram focusing on the function of the biological analysis device in the third embodiment; 複数の解析期間にわたる血流量指標の振幅の平均値の変動係数と、複数の解析期間にわたる血流量指標の平均値の変動係数とを示すグラフである。FIG. 10 is a graph showing the coefficient of variation of the average value of the amplitude of the blood flow index over a plurality of analysis periods and the coefficient of variation of the average value of the blood flow index over a plurality of analysis periods; FIG. 第４実施形態に係る生体解析装置の使用例を示す模式図である。FIG. 12 is a schematic diagram showing a usage example of the biological analysis device according to the fourth embodiment; 第４実施形態に係る生体解析装置の他の使用例を示す模式図である。FIG. 11 is a schematic diagram showing another usage example of the biological analysis device according to the fourth embodiment; 第５実施形態に係る血液量指標の実測値と血管径の三乗との関係を示すグラフである。FIG. 12 is a graph showing the relationship between the measured value of the blood volume index and the cube of the blood vessel diameter according to the fifth embodiment; FIG. 第５実施形態に係る平均血圧（算出値）と平均血圧（実測値）との関係を示すグラフである。FIG. 12 is a graph showing the relationship between average blood pressure (calculated value) and average blood pressure (actual measurement value) according to the fifth embodiment; FIG. 第７実施形態と対比例とのそれぞれに係る周波数重み付け強度スペクトルを示すグラフである。FIG. 11 is a graph showing frequency-weighted intensity spectra according to the seventh embodiment and contrast, respectively; FIG. 対比例に係る平均血圧（算出値）と平均血圧（実測値）との関係を示すグラフである。FIG. 10 is a graph showing the relationship between average blood pressure (calculated value) and average blood pressure (actual value) related to contrast. 第７実施形態に係る平均血圧（算出値）と平均血圧（実測値）との関係を示すグラフである。FIG. 14 is a graph showing the relationship between average blood pressure (calculated value) and average blood pressure (actual value) according to the seventh embodiment; FIG. 変形例における生体解析装置の構成図である。It is a block diagram of the biological analysis apparatus in a modification. 変形例における生体解析装置の構成図である。It is a block diagram of the biological analysis apparatus in a modification. 変形例における生体解析装置の構成図である。It is a block diagram of the biological analysis apparatus in a modification.

＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る生体解析装置１００の側面図である。生体解析装置１００は、被験者の生体情報を非侵襲的に測定する測定機器である。第１実施形態の生体解析装置１００は、被験者（ユーザー）の身体のうち特定の部位（以下「測定部位」という）Ｈの収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを生体情報として測定する。以下の説明では、被験者の手首または上腕を測定部位Ｈとして例示する。 <First Embodiment>
FIG. 1 is a side view of a biological analysis device 100 according to the first embodiment of the invention. A biological analysis apparatus 100 is a measurement device that noninvasively measures biological information of a subject. The biological analysis apparatus 100 of the first embodiment measures the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin of a specific site (hereinafter referred to as "measurement site") H of the subject's (user's) body as biological information. In the following description, the subject's wrist or upper arm is exemplified as the measurement site H.

図２は、血圧Ｐの時間変化ＰTを示すグラフである。第１実施形態では、拍動の１拍分に相当する解析期間（約０．５～１秒間）Ｔにおける収縮期血圧（最高血圧）Ｐmaxおよび拡張期血圧（最低血圧）Ｐminを算定する。図２の記号ΔＰは解析期間Ｔにおける脈圧であり、記号Ｐaveは解析期間Ｔにおける平均血圧である。脈圧ΔＰは、収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとの差である。なお、解析期間Ｔの時間長は１拍分に限定されない。例えば１拍分に相当する時間長より長い期間を解析期間Ｔとしてもよい。 FIG. 2 is a graph showing changes in blood pressure P over time PT. In the first embodiment, the systolic blood pressure (maximum blood pressure) Pmax and the diastolic blood pressure (minimum blood pressure) Pmin are calculated during an analysis period T (approximately 0.5 to 1 second) corresponding to one heart beat. The symbol ΔP in FIG. 2 is the pulse pressure during the analysis period T, and the symbol Pave is the average blood pressure during the analysis period T. In FIG. Pulse pressure ΔP is the difference between systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin. Note that the time length of the analysis period T is not limited to one beat. For example, the analysis period T may be longer than the time length corresponding to one beat.

ここで、平均血圧Ｐaveと脈圧ΔＰと収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとの間には、以下の数式(1)および数式(2)の関係が近似的に成立するという知見が得られた。そこで、第１実施形態の生体解析装置１００は、脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとを算定して、当該脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する。

Figure 0007124460000001
Figure 0007124460000002
 Here, we have obtained knowledge that the relationships of the following formulas (1) and (2) are approximately established among the mean blood pressure Pave, the pulse pressure ΔP, the systolic blood pressure Pmax, and the diastolic blood pressure Pmin. rice field. Therefore, the bioanalyzer 100 of the first embodiment calculates the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave, and calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave.
Figure 0007124460000001
Figure 0007124460000002

図１の生体解析装置１００は、測定部位Ｈ（上腕または手首）に装着される。第１実施形態の生体解析装置１００は、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の携帯機器である。生体解析装置１００は、測定部位Ｈにベルト１４を巻回することで被験者の身体に装着される。 A bioanalytical device 100 in FIG. 1 is attached to a measurement site H (upper arm or wrist). A biological analysis apparatus 100 of the first embodiment is a wristwatch-type portable device that includes a housing 12 and a belt 14 . The biological analysis device 100 is attached to the subject's body by winding the belt 14 around the measurement site H. As shown in FIG.

図３は、生体解析装置１００の機能に着目した構成図である。第１実施形態の生体解析装置１００は、制御装置２１と記憶装置２２と表示装置２３と検出ユニット３０Aと検出ユニット３０Bとを具備する。制御装置２１および記憶装置２２は、筐体部１２の内部に設置される。 FIG. 3 is a configuration diagram focusing on the functions of the biological analysis apparatus 100. As shown in FIG. A biological analysis apparatus 100 of the first embodiment includes a control device 21, a storage device 22, a display device 23, a detection unit 30A, and a detection unit 30B. The control device 21 and the storage device 22 are installed inside the housing section 12 .

表示装置２３（例えば液晶表示パネル）は、図１に例示される通り、例えば筐体部１２における測定部位Ｈとは反対側の表面に設置される。表示装置２３は、測定結果を含む各種の画像を制御装置２１による制御のもとで表示する。 The display device 23 (for example, a liquid crystal display panel) is installed, for example, on the surface of the housing section 12 opposite to the measurement site H, as illustrated in FIG. The display device 23 displays various images including measurement results under the control of the control device 21 .

各検出ユニット３０（３０A，３０B）は、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号Ｚを生成する検出機器である。検出ユニット３０Aが生成する検出信号ＺAは、脈圧ΔＰの算定に利用される。一方で、検出ユニット３０Bが生成する検出信号ＺBは、平均血圧Ｐaveの算定に利用される。 Each detection unit 30 (30A, 30B) is a detection device that generates a detection signal Z according to the state of the measurement site H. FIG. A detection signal ZA generated by the detection unit 30A is used to calculate the pulse pressure ΔP. On the other hand, the detection signal ZB generated by the detection unit 30B is used for calculating the average blood pressure Pave.

図３の制御装置２１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置であり、生体解析装置１００の全体を制御する。記憶装置２２は、例えば不揮発性の半導体メモリーで構成され、制御装置２１が実行するプログラムと制御装置２１が使用する各種のデータとを記憶する。なお、制御装置２１の機能を複数の集積回路に分散した構成、または、制御装置２１の一部または全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。また、図３では制御装置２１と記憶装置２２とを別個の要素として図示したが、記憶装置２２を内包する制御装置２１を例えばＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等により実現することも可能である。 The control device 21 in FIG. 3 is an arithmetic processing device such as a CPU (Central Processing Unit) or an FPGA (Field-Programmable Gate Array), and controls the bioanalytical device 100 as a whole. The storage device 22 is composed of, for example, a non-volatile semiconductor memory, and stores programs executed by the control device 21 and various data used by the control device 21 . A configuration in which the functions of the control device 21 are distributed over a plurality of integrated circuits, or a configuration in which a part or all of the functions of the control device 21 are realized by a dedicated electronic circuit may be adopted. In addition, although the control device 21 and the storage device 22 are illustrated as separate elements in FIG. 3, the control device 21 including the storage device 22 can be implemented by, for example, an ASIC (Application Specific Integrated Circuit).

第１実施形態の制御装置２１は、記憶装置２２に記憶されたプログラムを実行することで、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定するための複数の機能（演算部５１A，演算部５１B，脈圧算定部５３，平均血圧算定部５５および血圧算定部５７）を実現する。なお、制御装置２１の一部の機能を専用の電子回路で実現してもよい。 The control device 21 of the first embodiment executes a program stored in the storage device 22, thereby providing a plurality of functions (computing section 51A, computing section 51B, A pulse pressure calculator 53, an average blood pressure calculator 55, and a blood pressure calculator 57) are realized. A part of the functions of the control device 21 may be realized by a dedicated electronic circuit.

概略的には、演算部５１Aが検出信号ＺAから算定した所定の指標を利用して、脈圧算定部５３が脈圧ΔＰを算定する。他方、演算部５１Bが検出信号ＺBから算定した所定の指標を利用して、平均血圧算定部５５が平均血圧Ｐaveを算定する。血圧算定部５７は、脈圧算定部５３が算定した脈圧ΔＰと平均血圧算定部５５が算定した平均血圧Ｐaveとから、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する。以上の説明から理解される通り、検出ユニット３０Aと演算部５１Aと脈圧算定部５３とは脈圧ΔＰを算定するための要素であり、検出ユニット３０Bと演算部５１Bと平均血圧算定部５５とは平均血圧Ｐaveを算定するための要素である。 Schematically, the pulse pressure calculator 53 calculates the pulse pressure ΔP using a predetermined index calculated from the detection signal ZA by the calculator 51A. On the other hand, the average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave using the predetermined index calculated from the detection signal ZB by the calculator 51B. The blood pressure calculator 57 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the pulse pressure ΔP calculated by the pulse pressure calculator 53 and the average blood pressure Pave calculated by the average blood pressure calculator 55 . As understood from the above description, the detection unit 30A, the calculation unit 51A, and the pulse pressure calculation unit 53 are elements for calculating the pulse pressure ΔP. is a factor for calculating the average blood pressure Pave.

＜脈圧ΔＰ＞
以下、脈圧ΔＰを算定するための処理について説明する。ここで、血圧Ｐは、以下のウォーターハンマー（water-hammer）を表す式(3)で表現できることが知られている。数式(3)から理解される通り、血圧Ｐは、血液密度ρと脈波伝播速度ＰＷＶと血管の血流速度Ｖとの積として表現される。

Figure 0007124460000003
<Pulse pressure ΔP>
Processing for calculating the pulse pressure ΔP will be described below. Here, it is known that the blood pressure P can be expressed by the following formula (3) representing water-hammer. As can be understood from Equation (3), the blood pressure P is expressed as the product of the blood density ρ, the pulse wave velocity PWV, and the blood flow velocity V of the blood vessel.
Figure 0007124460000003

血液密度ρと脈波伝播速度ＰＷＶは時間変動が少ないため、解析期間Ｔにおける血液密度ρの変化量と脈波伝播速度ＰＷＶの変化量とは一定とみなすことができる。したがって、数式(4)に示される通り、脈圧（つまり解析期間Ｔにおける圧力の変化量）ΔＰは、血液密度ρと、脈波伝播速度ＰＷＶと、解析期間Ｔにおける血流速度Ｖの変化量（つまり生体の血流速度の時間変化の振幅）ΔＶとの積として表現される。血液密度ρは、個人差が小さいため、所定値（例えば１０７０ｋｇ/ｍ3）に設定することが可能である。すなわち、脈波伝播速度ＰＷＶと血流速度Ｖの血流速度の時間変化の振幅（以下「血流速振幅」という）ΔＶとを算出することで、脈圧ΔＰを算定することが可能である。

Figure 0007124460000004
Since the blood density ρ and the pulse wave velocity PWV change little over time, the amount of change in the blood density ρ and the amount of change in the pulse wave velocity PWV during the analysis period T can be regarded as constant. Therefore, as shown in Equation (4), the pulse pressure (that is, the amount of change in pressure during analysis period T) ΔP is the amount of change in blood density ρ, pulse wave velocity PWV, and blood flow velocity V during analysis period T. (that is, the amplitude of the time-varying blood flow velocity in the living body) and ΔV. The blood density ρ can be set to a predetermined value (for example, 1070 kg/m 3 ) because individual differences are small. That is, it is possible to calculate the pulse pressure ΔP by calculating the pulse wave velocity PWV and the amplitude (hereinafter referred to as “blood velocity amplitude”) ΔV of the change in the blood flow velocity over time of the blood flow velocity V. .
Figure 0007124460000004

図４は、脈圧ΔＰを算定するための要素（検出ユニット３０A，演算部５１Aおよび脈圧算定部５３）に着目した構成図である。第１実施形態の検出ユニット３０Aは、検出装置３０A1（第１検出装置の例示）を具備する。検出装置３０A1は、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA1を生成する光学センサーモジュールである。具体的には、検出装置３０A1は、発光部Ｅと受光部Ｒとを具備する。発光部Ｅおよび受光部Ｒは、例えば筐体部１２において測定部位Ｈに対向する位置（典型的には測定部位Ｈに接触する表面）に設置される。 FIG. 4 is a configuration diagram focusing on the elements (the detection unit 30A, the calculation section 51A, and the pulse pressure calculation section 53) for calculating the pulse pressure .DELTA.P. The detection unit 30A of the first embodiment includes a detection device 30A1 (an example of a first detection device). The detection device 30A1 is an optical sensor module that generates a detection signal ZA1 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. Specifically, the detection device 30A1 includes a light emitting portion E and a light receiving portion R. As shown in FIG. The light-emitting part E and the light-receiving part R are installed, for example, on the housing part 12 at a position facing the measurement site H (typically on the surface in contact with the measurement site H).

発光部Ｅは、測定部位Ｈに光を照射する光源である。第１実施形態の発光部Ｅは、狭帯域でコヒーレントなレーザー光を測定部位Ｈ（生体）に照射する。例えば共振器内の共振によりレーザー光を出射するＶＣＳＥＬ（Vertical Cavity Surface Emitting LASER）等の発光素子が発光部Ｅとして好適に利用される。第１実施形態の発光部Ｅは、例えば近赤外領域内の所定の波長（例えば８００ｎｍ～１３００ｎｍ）の光を測定部位Ｈに照射する。発光部Ｅは、制御装置２１の制御により光を出射する。なお、発光部Ｅが出射する光は近赤外光に限定されない。 The light emitting part E is a light source that irradiates the measurement site H with light. The light emitting unit E of the first embodiment irradiates the measurement site H (living body) with narrow-band coherent laser light. For example, a light-emitting element such as a VCSEL (Vertical Cavity Surface Emitting LASER) that emits laser light by resonance within a resonator is preferably used as the light-emitting section E. The light emitting section E of the first embodiment irradiates the measurement site H with light of a predetermined wavelength (for example, 800 nm to 1300 nm) in the near-infrared region, for example. The light emitting section E emits light under the control of the control device 21 . In addition, the light emitted from the light emitting section E is not limited to near-infrared light.

発光部Ｅから測定部位Ｈに入射した光は、測定部位Ｈの内部を通過しながら拡散反射を繰返したうえで筐体部１２側に出射する。具体的には、測定部位Ｈの内部に存在する血管と血管内の血液とを通過した光が測定部位Ｈから筐体部１２側に出射する。 The light incident on the measurement site H from the light emitting section E is emitted to the housing section 12 side after repeating diffuse reflection while passing through the inside of the measurement site H. Specifically, the light that has passed through the blood vessel present inside the measurement site H and the blood in the blood vessel is emitted from the measurement site H toward the housing section 12 side.

受光部Ｒは、測定部位Ｈの内部で反射したレーザー光を受光する。具体的には、受光部Ｒは、測定部位Ｈ内を通過した光の受光レベルを表す検出信号ＺA1を生成する。例えば、受光強度に応じた電荷を発生するフォトダイオード（ＰＤ：Photo Diode）等の受光素子が受光部Ｒとして利用される。具体的には、近赤外領域に高い感度を示すＩｎＧａＡｓ（インジウムガリウム砒素）で光電変換層が形成された受光素子が受光部Ｒとして好適である。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の検出装置３０A1は、発光部Ｅと受光部Ｒとが測定部位Ｈに対して片側に位置する反射型の光学センサーである。ただし、発光部Ｅと受光部Ｒとが測定部位Ｈを挟んで反対側に位置する透過型の光学センサーを検出装置３０A1として利用してもよい。なお、検出装置３０A1は、例えば、駆動電流の供給により発光部Ｅを駆動する駆動回路と、受光部Ｒの出力信号を増幅およびＡ/Ｄ変換する出力回路（例えば増幅回路とＡ/Ｄ変換器）を包含するが、図４では各回路の図示を省略した。 The light-receiving part R receives the laser beam reflected inside the measurement site H. As shown in FIG. Specifically, the light receiving section R generates a detection signal ZA1 representing the light reception level of the light that has passed through the measurement site H. As shown in FIG. For example, a light-receiving element such as a photodiode (PD) that generates a charge corresponding to the intensity of received light is used as the light-receiving unit R. Specifically, a light-receiving element having a photoelectric conversion layer formed of InGaAs (indium gallium arsenide), which exhibits high sensitivity in the near-infrared region, is suitable as the light-receiving portion R. As can be understood from the above description, the detection device 30A1 of the first embodiment is a reflective optical sensor in which the light-emitting portion E and the light-receiving portion R are positioned on one side of the measurement site H. FIG. However, a transmissive optical sensor in which the light-emitting portion E and the light-receiving portion R are located on opposite sides of the measurement site H may be used as the detection device 30A1. The detection device 30A1 includes, for example, a drive circuit that drives the light emitting unit E by supplying a drive current, and an output circuit that amplifies and A/D converts the output signal of the light receiving unit R (for example, an amplifier circuit and an A/D converter). ), but illustration of each circuit is omitted in FIG.

受光部Ｒに到達する光は、測定部位Ｈの内部において静止する組織（静止組織）で拡散反射した成分と、測定部位Ｈの内部の血管の内部において移動する物体（典型的には赤血球）で拡散反射した成分とを含む。静止組織での拡散反射の前後において光の周波数は変化しない。他方、赤血球での拡散反射の前後では、赤血球の移動速度（すなわち血流速度）に比例した変化量（以下「周波数シフト量」という）だけ光の周波数が変化する。すなわち、測定部位Ｈを通過して受光部Ｒに到達する光は、発光部Ｅが出射する光の周波数に対して周波数シフト量だけ変動（周波数シフト）した成分を含有する。制御装置２１に供給される検出信号ＺA1は、測定部位Ｈの内部の血流による周波数シフトが反映された光ビート信号である。 The light that reaches the light-receiving part R is composed of a component diffusely reflected by stationary tissue (stationary tissue) inside the measurement site H and an object (typically red blood cells) that moves inside the blood vessel inside the measurement site H. and the diffusely reflected component. The frequency of light does not change before and after diffuse reflection in stationary tissue. On the other hand, before and after the diffuse reflection in red blood cells, the frequency of light changes by a change amount (hereinafter referred to as "frequency shift amount") proportional to the moving speed of red blood cells (that is, the blood flow speed). That is, the light that passes through the measurement site H and reaches the light receiving section R contains a component that is shifted (frequency shifted) with respect to the frequency of the light emitted from the light emitting section E by the amount of frequency shift. The detection signal ZA1 supplied to the control device 21 is an optical beat signal in which the frequency shift due to the blood flow inside the measurement site H is reflected.

第１実施形態の演算部５１Aは、指標算定部５１A1を具備する。指標算定部５１A1は、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1から、測定部位Ｈの血液量指標ＭA1と血流量指標ＦA1とを算定する。血液量指標ＭA1（いわゆるＭＡＳＳ値）は、生体の血液量（具体的には単位体積内の赤血球の個数）に関する指標である。心臓の拍動に同期した血管径の脈動に連動して血液量は変動する。すなわち、血液量指標ＭA1は血管径にも相関する。したがって、血液量指標ＭA1は、生体の血管径（さらには血管の断面積）の指標とも換言され得る。他方、血流量指標ＦA1（いわゆるＦＬＯＷ値）は、生体の血流量（すなわち単位時間内に動脈内を移動する血液の体積）に関する指標である。 The calculator 51A of the first embodiment includes an index calculator 51A1. The index calculator 51A1 calculates the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 of the measurement site H from the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1. The blood volume index MA1 (so-called MASS value) is an index related to the blood volume of the living body (specifically, the number of red blood cells in a unit volume). The blood volume fluctuates in conjunction with the pulsation of the blood vessel diameter that is synchronized with the heartbeat. That is, the blood volume index MA1 is also correlated with the blood vessel diameter. Therefore, the blood volume index MA1 can also be rephrased as an index of the blood vessel diameter (furthermore, the cross-sectional area of the blood vessel) of the living body. On the other hand, the blood flow index FA1 (so-called FLOW value) is an index related to the blood flow of the living body (that is, the volume of blood that moves in the artery per unit time).

指標算定部５１A1は、検出信号ＺA1から強度スペクトルを算定し、当該強度スペクトルから血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を算定する。強度スペクトルは、周波数軸上の各周波数（ドップラー周波数）における検出信号ＺA1の信号成分の強度（パワーまたは振幅）Ｇ(f)の分布である。強度スペクトルの算定には、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）等の公知の周波数解析が任意に採用され得る。強度スペクトルの算定は、解析期間Ｔと比較して短い周期で反復的に実行される。 The index calculator 51A1 calculates an intensity spectrum from the detection signal ZA1, and calculates a blood volume index MA1 and a blood flow index FA1 from the intensity spectrum. The intensity spectrum is the distribution of the intensity (power or amplitude) G(f) of the signal component of the detection signal ZA1 at each frequency (Doppler frequency) on the frequency axis. Known frequency analysis such as Fast Fourier Transform (FFT) can be arbitrarily adopted to calculate the intensity spectrum. Calculation of the intensity spectrum is repeatedly performed in a cycle shorter than the analysis period T.

血液量指標Ｍ（ＭA1）は、以下の数式(5a)で表現される。なお、数式(5a)の記号<Ｉ２>は、検出信号ＺA1の全帯域にわたる平均強度、または、強度スペクトルのうち０Ｈｚにおける強度Ｇ(0)（すなわち直流成分の強度）である。

Figure 0007124460000005
The blood volume index M (MA1) is expressed by the following formula (5a). The symbol <I 2 > in equation (5a) is the average intensity over the entire band of the detection signal ZA1 or the intensity G(0) at 0 Hz in the intensity spectrum (that is, the intensity of the DC component).
Figure 0007124460000005

数式(5a)から理解される通り、強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)を、周波数軸上の下限値ｆLと上限値ｆHとの間の範囲について積算することで血液量指標ＭA1が算定される。下限値ｆLは上限値ｆHを下回る。なお、数式(5a)の積分を総和（Σ）に置換した以下の数式(5b)の演算により血液量指標ＭA1を算定してもよい。数式(5b)の記号Δｆは、周波数軸上で１個の強度Ｇ(f)に対応する帯域幅であり、周波数軸上に配列された複数の矩形で強度スペクトルを近似したときの各矩形の横幅に相当する。血液量指標ＭA1の算定は解析期間Ｔと比較して短い周期で反復的に実行される。図５は、指標算定部５１A1が解析期間Ｔについて算定した血液量指標Ｍ（ＭA1）の時間変化ＭTを示すグラフである。なお、第１実施形態の血液量指標ＭA1のほか、後述の各形態で例示する血液量指標Ｍ（ＭB1，ＭA3，ＭC）も、数式(5a)または数式(5b)の血液量指標Ｍとして算定される。以上の説明から理解される通り、血液量指標Ｍは、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから（具体的には強度スペクトルにおける各周波数の強度を所定の周波数範囲について積算して）算定される。

Figure 0007124460000006
As understood from the formula (5a), the blood volume index MA1 is obtained by integrating the intensity G(f) of each frequency f in the intensity spectrum over the range between the lower limit value fL and the upper limit value fH on the frequency axis. Calculated. The lower limit value fL is below the upper limit value fH. The blood volume index MA1 may be calculated by the following equation (5b) in which the integration of equation (5a) is replaced with the summation (Σ). The symbol Δf in Equation (5b) is the bandwidth corresponding to one intensity G(f) on the frequency axis, and the intensity spectrum is approximated by a plurality of rectangles arranged on the frequency axis. Equivalent to width. Calculation of the blood volume index MA1 is repeatedly executed in a cycle shorter than the analysis period T. FIG. 5 is a graph showing the time change MT of the blood volume index M (MA1) calculated for the analysis period T by the index calculator 51A1. In addition to the blood volume index MA1 of the first embodiment, the blood volume index M (MB1, MA3, MC) exemplified in each embodiment described later is also calculated as the blood volume index M of formula (5a) or formula (5b). be done. As can be understood from the above description, the blood volume index M is obtained from the intensity spectrum related to the frequency of the light reflected and received inside the living body due to the irradiation of the laser beam (specifically, the intensity of each frequency in the intensity spectrum calculated by accumulating over a given frequency range).
Figure 0007124460000006

血流量指標Ｆ（ＦA1）は、以下の数式(6a)で表現される。

Figure 0007124460000007
The blood flow index F (FA1) is expressed by the following formula (6a).
Figure 0007124460000007

数式(6a)から理解される通り、強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)と当該周波数ｆとの積（ｆ×Ｇ(f)）を、周波数軸上の下限値ｆLと上限値ｆHとの間の範囲について積算することで血流量指標ＦA1が算定される。以下、強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)と当該周波数ｆとの積（ｆ×Ｇ(f)）を「周波数重み付け強度スペクトル」という。なお、数式(6a)の積分を総和（Σ）に置換した以下の数式(6b)の演算により血流量指標ＦA1を算定してもよい。血流量指標ＦA1の算定は、解析期間Ｔと比較して短い周期で反復的に実行される。図６は、指標算定部５１A1が解析期間Ｔについて算定した血流量指標Ｆ（ＦA1）の時間変化ＦTを示すグラフある。なお、第１実施形態の血流量指標ＦA1のほか、後述の各形態で例示する血流量指標Ｆ（ＦB1，ＦA2，ＦC）も、数式(6a)または数式(6b)の血流量指標Ｆとして算定される。以上の説明から理解される通り、血流量指標Ｆは、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから（具体的には強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲について積算して）算定される。

Figure 0007124460000008
As can be seen from the formula (6a), the product (f×G(f)) of the intensity G(f) of each frequency f in the intensity spectrum and the frequency f is given by the lower limit value fL and the upper limit value fH on the frequency axis. The blood flow index FA1 is calculated by integrating the range between and. Hereinafter, the product (f×G(f)) of the intensity G(f) of each frequency f in the intensity spectrum and the frequency f is referred to as "frequency-weighted intensity spectrum". It should be noted that the blood flow index FA1 may be calculated by the following formula (6b) in which the integration of formula (6a) is replaced with the summation (Σ). Calculation of the blood flow index FA1 is repeatedly performed in a cycle shorter than the analysis period T. FIG. 6 is a graph showing the time change FT of the blood flow index F (FA1) calculated for the analysis period T by the index calculator 51A1. In addition to the blood flow index FA1 of the first embodiment, the blood flow index F (FB1, FA2, FC) exemplified in each embodiment described later is also calculated as the blood flow index F of formula (6a) or formula (6b). be done. As can be understood from the above description, the blood flow index F is obtained from the intensity spectrum related to the frequency of the light reflected and received inside the living body due to the irradiation of the laser light (specifically, the intensity of each frequency in the intensity spectrum and the (calculated by accumulating the product with the frequency of interest over a predetermined frequency range).
Figure 0007124460000008

図４の脈圧算定部５３は、脈圧ΔＰを算定する。具体的には、脈圧算定部５３は、指標算定部５１A1が算定した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を利用して、測定部位Ｈの脈圧ΔＰを算定する。第１実施形態の脈圧算定部５３は、振幅算定部５３１と抵抗算定部５３３と処理部５３５とを具備する。 The pulse pressure calculator 53 in FIG. 4 calculates the pulse pressure ΔP. Specifically, the pulse pressure calculator 53 calculates the pulse pressure ΔP at the measurement site H using the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 calculated by the index calculator 51A1. The pulse pressure calculator 53 of the first embodiment comprises an amplitude calculator 531 , a resistance calculator 533 and a processor 535 .

振幅算定部５３１は、指標算定部５１A1が生成した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を利用して、血流速振幅ΔＶに関する指標（以下「振幅指標」という）を算定する。具体的には、振幅算定部５３１は、血液量指標ＭA1の時間変化ＭTの振幅ΔＭと、血流量指標Ｆの時間変化ＦTの振幅ΔＦとに応じて振幅指標を算定する。図５に例示される通り、振幅ΔＭは、解析期間Ｔにおける血液量指標Ｍ（ＭA1）の最大値Ｍmaxと最小値Ｍminとの差である。また、図６に例示される通り、振幅ΔＦは、解析期間Ｔにおける血流量指標Ｆ（ＦA1）の最大値Ｆmaxと最小値Ｆminとの差である。 The amplitude calculator 531 uses the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 generated by the index calculator 51A1 to calculate an index related to the blood flow velocity amplitude ΔV (hereinafter referred to as “amplitude index”). Specifically, the amplitude calculator 531 calculates the amplitude index according to the amplitude ΔM of the time change MT of the blood volume index MA1 and the amplitude ΔF of the time change FT of the blood flow index F. As exemplified in FIG. 5, the amplitude ΔM is the difference between the maximum value Mmax and the minimum value Mmin of the blood volume index M (MA1) during the analysis period T. FIG. Further, as exemplified in FIG. 6, the amplitude ΔF is the difference between the maximum value Fmax and the minimum value Fmin of the blood flow index F (FA1) during the analysis period T. FIG.

図７は、被験者について実測された血流速振幅ΔＶと、指標算定部５１A1が特定する振幅ΔＭとの関係を示すグラフであり、図８は、被験者について実測された血流速振幅ΔＶと、指標算定部５１A1が特定する振幅ΔＦとの関係を示すグラフである。図７および図８には、被験者の皮膚厚を変化させた複数の場合が示されている。皮膚厚は、皮膚の表面から血管までの距離である。血流速振幅ΔＶは、公知の測定技術による実測値である。図７および図８から把握される通り、振幅ΔＭおよび振幅ΔＦの各々は、血流速振幅ΔＶに相関はあるものの、皮膚厚に応じて大幅に変動する。図９は、被験者について実測された血流速振幅ΔＶと、指標算定部５１A1が特定する振幅ΔＭと振幅ΔＦとの比（具体的には振幅ΔＭに対する振幅ΔＦの比）との関係を、被験者の皮膚厚を変化させた複数の場合について示すグラフである。図９から把握される通り、振幅ΔＭに対する振幅ΔＦの比（ΔＦ/ΔＭ）は、血流速振幅ΔＶに正の相関（一方が増加すると他方も増加する）があり、かつ、皮膚厚に応じた変動が小さいという知見が得られた。以上の知見を背景として、第１実施形態の振幅算定部５３１は、振幅ΔＭと振幅ΔＦとの比（ΔＦ/ΔＭ）を振幅指標として算定する。 FIG. 7 is a graph showing the relationship between the blood velocity amplitude ΔV actually measured for the subject and the amplitude ΔM specified by the index calculator 51A1. FIG. 8 shows the blood velocity amplitude ΔV actually measured for the subject, It is a graph which shows the relationship with the amplitude (DELTA)F which index calculation part 51A1 specifies. Figures 7 and 8 show a number of cases where the subject's skin thickness was varied. Skin thickness is the distance from the surface of the skin to blood vessels. The blood flow velocity amplitude ΔV is an actual value measured by a known measurement technique. As can be seen from FIGS. 7 and 8, each of the amplitude ΔM and the amplitude ΔF has a correlation with the blood flow velocity amplitude ΔV, but varies greatly depending on the skin thickness. FIG. 9 shows the relationship between the blood flow velocity amplitude ΔV actually measured for the subject and the ratio between the amplitude ΔM and the amplitude ΔF specified by the index calculator 51A1 (specifically, the ratio of the amplitude ΔF to the amplitude ΔM). FIG. 10 is a graph showing a plurality of cases in which the skin thickness of the body is changed. As can be seen from FIG. 9, the ratio of the amplitude ΔF to the amplitude ΔM (ΔF/ΔM) has a positive correlation with the blood flow velocity amplitude ΔV (when one increases, the other also increases), and depending on the skin thickness It was found that there was little variation in the Based on the above findings, the amplitude calculator 531 of the first embodiment calculates the ratio (ΔF/ΔM) between the amplitude ΔM and the amplitude ΔF as an amplitude index.

図４の抵抗算定部５３３は、指標算定部５１A1が生成した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を利用して、脈波伝播速度ＰＷＶに関する指標を算定する。脈波伝播速度ＰＷＶは、血管抵抗に相関する。具体的には、血管抵抗が高いと脈波伝播速度ＰＷＶが速くなる傾向がある。この傾向を踏まえて、脈波伝播速度ＰＷＶに関する指標を「抵抗指標」という。つまり、抵抗算定部５３３は、血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を利用して抵抗指標を算定する。具体的には、血液量指標ＭA1を積算期間について積算した値（以下「血液量積算値」という）ＳMと、血流量指標ＦA1を積算期間について積算した値（以下「血流量積算値」という）ＳFとに応じて、抵抗指標を算定する。例えば積算期間は、解析期間Ｔ（つまり拍動の１拍分に相当する期間）と一致する。なお、積算期間と解析期間Ｔとは相違してもよい。 The resistance calculator 533 of FIG. 4 uses the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 generated by the index calculator 51A1 to calculate an index related to the pulse wave velocity PWV. Pulse wave velocity PWV correlates with vascular resistance. Specifically, when the vascular resistance is high, the pulse wave velocity PWV tends to increase. Based on this trend, an index related to the pulse wave velocity PWV is called a "resistance index." That is, the resistance calculator 533 calculates the resistance index using the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1. Specifically, the value SM obtained by integrating the blood volume index MA1 over the integration period (hereinafter referred to as "blood volume integrated value") and the value obtained by integrating the blood flow volume index FA1 over the integration period (hereinafter referred to as "blood volume integrated value") Calculate the resistance index depending on SF. For example, the integration period coincides with the analysis period T (that is, the period corresponding to one beat). Note that the integration period and the analysis period T may be different.

第１実施形態では、正規化血液量指標ＭNを解析期間Ｔについて積算した血液量積算値ＳMと、正規化血流量指標ＦNを解析期間Ｔについて積算した血流量積算値ＳFとに応じて抵抗指標が算定される。正規化血液量指標ＭNは、血液量指標ＭA1を正規化範囲内に正規化した数値であり、正規化血流量指標ＦNは、血流量指標ＦA1を正規化範囲内に正規化した数値である。 In the first embodiment, the resistance index is determined according to the blood volume integrated value SM obtained by integrating the normalized blood volume index MN over the analysis period T and the blood flow integrated value SF obtained by integrating the normalized blood flow index FN over the analysis period T. is calculated. The normalized blood volume index MN is a numerical value obtained by normalizing the blood volume index MA1 within the normalization range, and the normalized blood flow index FN is a numerical value obtained by normalizing the blood flow index FA1 within the normalization range.

図１０は、正規化血液量指標ＭNの時間変化ＭNTおよび正規化血流量指標ＦNの時間変化ＦNTをそれぞれ示すグラフである。図１０には、血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1の各々を、０以上１以下の正規化範囲に正規化する場合が図示されている。つまり、解析期間Ｔにおける最小値Ｍminと最小値Ｆminとが０になり、解析期間Ｔにおける最大値Ｍmaxと最大値Ｆmaxとが１になるように、血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1が正規化される。すなわち、正規化血液量指標ＭNの振幅ΔＭNと正規化血流量指標ＦNの振幅ΔＦNとは１である。具体的には、血液量積算値ＳMは、解析期間Ｔにおける正規化血液量指標ＭNの時間積分値であり、血流量積算値ＳFは、解析期間Ｔにおける正規化血流量指標ＦNの時間積分値である。正規化血液量指標ＭNの時間変化ＭNTを表す曲線と時間軸（ＭN＝０の直線）とで囲まれた領域の面積が血液量積算値ＳMであり、正規化血流量指標ＦNの時間変化ＦNTを表す曲線と時間軸（ＦN＝０の直線）とで囲まれた領域の面積が血流量積算値ＳFであるとも換言される。 FIG. 10 is a graph showing the time change MNT of the normalized blood volume index MN and the time change FNT of the normalized blood flow index FN. FIG. 10 shows a case where each of the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 is normalized within a normalization range of 0 or more and 1 or less. That is, the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 are normalized so that the minimum value Mmin and the minimum value Fmin in the analysis period T are 0, and the maximum value Mmax and the maximum value Fmax in the analysis period T are 1. be done. That is, the amplitude ΔMN of the normalized blood volume index MN and the amplitude ΔFN of the normalized blood flow index FN are one. Specifically, the blood volume integrated value SM is the time integrated value of the normalized blood volume index MN during the analysis period T, and the blood flow integrated value SF is the time integrated value of the normalized blood flow index FN during the analysis period T. is. The area of the region surrounded by the curve representing the time change MNT of the normalized blood volume index MN and the time axis (MN = 0 straight line) is the blood volume integrated value SM, and the time change FNT of the normalized blood volume index FN and the time axis (straight line of FN=0) is the blood flow integrated value SF.

図１１は、被験者について実測された脈波伝播速度ＰＷＶと、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比との関係を、複数の被験者について示したグラフである。脈波伝播速度ＰＷＶは、公知の測定技術による実測値である。図１１から把握される通り、脈波伝播速度ＰＷＶと、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比（具体的には血液量積算値ＳMに対する血流量積算値ＳFの比）とに相関があるという知見が得られた。以上の知見を背景として、第１実施形態の抵抗算定部５３３は、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比（ＳF/ＳM）を抵抗指標として算定する。 FIG. 11 is a graph showing the relationship between the pulse wave velocity PWV actually measured for a subject and the ratio between the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF for a plurality of subjects. The pulse wave velocity PWV is an actual value measured by a known measurement technique. As can be seen from FIG. 11, the pulse wave velocity PWV and the ratio of the blood volume integrated value SM to the blood flow volume integrated value SF (specifically, the ratio of the blood volume integrated value SF to the blood volume integrated value SM) A finding that there is a correlation was obtained. Based on the above findings, the resistance calculator 533 of the first embodiment calculates the ratio (SF/SM) of the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF as a resistance index.

図４の処理部５３５は、振幅算定部５３１が算定した振幅指標と抵抗算定部５３３が算定した抵抗指標とに応じて脈圧ΔＰを算定する。具体的には、処理部５３５は、前述の数式(4)を利用して、振幅指標と抵抗指標との積に応じて脈圧ΔＰを算定する。図１２は、被験者について実測された脈圧ΔＰと、振幅指標（ΔＦ/ΔＭ）と抵抗指標（ＳF/ＳM）との積との関係を、複数の被験者についてそれぞれ示すグラフである。脈圧ΔＰは、公知の測定技術による実測値である。図１２から把握される通り、振幅指標および抵抗指標の積（（ΔＦ/ΔＭ）×（ＳF/ＳM））と、脈圧ΔＰとの間には相関（具体的には比例関係）がある。したがって、脈圧ΔＰは、以下の数式(7)で表現される。数式(7)から理解される通り、振幅指標と抵抗指標との積に予め定められた係数Ｋを乗算することで、脈圧ΔＰを算定することができる。例えば、係数Ｋは、被験者の属性（例えば年齢，性別および体重）に応じて設定される。以上の説明から理解される通り、脈圧算定部５３は、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとに応じて脈圧ΔＰを算定する要素として機能する。

Figure 0007124460000009
The processor 535 of FIG. 4 calculates the pulse pressure ΔP according to the amplitude index calculated by the amplitude calculator 531 and the resistance index calculated by the resistance calculator 533 . Specifically, the processing unit 535 calculates the pulse pressure ΔP according to the product of the amplitude index and the resistance index using the above-described formula (4). FIG. 12 is a graph showing the relationship between pulse pressure ΔP actually measured for a subject and the product of amplitude index (ΔF/ΔM) and resistance index (SF/SM) for a plurality of subjects. The pulse pressure ΔP is an actual value measured by a known measurement technique. As understood from FIG. 12, there is a correlation (specifically, a proportional relationship) between the product of the amplitude index and the resistance index ((ΔF/ΔM)×(SF/SM)) and the pulse pressure ΔP. Therefore, the pulse pressure ΔP is expressed by the following formula (7). As can be understood from Equation (7), the pulse pressure ΔP can be calculated by multiplying the product of the amplitude index and the resistance index by a predetermined coefficient K. For example, coefficient K is set according to subject attributes (eg, age, sex, and weight). As can be understood from the above description, the pulse pressure calculator 53 functions as an element that calculates the pulse pressure ΔP according to the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF.
Figure 0007124460000009

以上に説明した通り、第１実施形態では、血液量指標ＭA1の時間変化ＭTの振幅ΔＭと血流量指標ＦA1の時間変化ＦTの振幅ΔＦとに応じて振幅指標（ΔＦ/ΔＭ）が算定され、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとに応じて抵抗指標（ＳF/ＳM）が算定され、振幅指標と抵抗指標とから脈圧ΔＰが算定される。以上の各指標（振幅指標，抵抗指標および脈圧ΔＰ）の算定にあたり、原理的にカフが不要である。したがって、被験者の身体的な負荷を軽減しながら、脈圧ΔＰを高精度に算定することが可能である。 As described above, in the first embodiment, the amplitude index (ΔF/ΔM) is calculated according to the amplitude ΔM of the time change MT of the blood volume index MA1 and the amplitude ΔF of the time change FT of the blood flow index FA1, A resistance index (SF/SM) is calculated according to the integrated blood volume value SM and the integrated blood flow value SF, and the pulse pressure ΔP is calculated from the amplitude index and the resistance index. In principle, a cuff is not required for calculating the above indices (amplitude index, resistance index, and pulse pressure ΔP). Therefore, it is possible to calculate the pulse pressure ΔP with high accuracy while reducing the physical load on the subject.

第１実施形態では特に、振幅ΔＭと振幅ΔＦとの比（ΔＦ/ΔＭ）と、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFの比（ＳF/ＳM）との積が脈圧ΔＰに相関するという傾向を利用して、高精度に脈圧ΔＰを算定することが可能である。さらに、血液量指標ＭA1の振幅ΔＭと血流量指標ＦA1の振幅ΔＦとの比をとることで、皮膚厚が変化した場合でも高精度に振幅指標を算定できる。 Especially in the first embodiment, the product of the ratio (ΔF/ΔM) between the amplitude ΔM and the amplitude ΔF and the ratio (SF/SM) between the integrated blood volume value SM and the integrated blood flow value SF correlates with the pulse pressure ΔP. Using this tendency, it is possible to calculate the pulse pressure ΔP with high accuracy. Furthermore, by taking the ratio of the amplitude ΔM of the blood volume index MA1 and the amplitude ΔF of the blood flow index FA1, the amplitude index can be calculated with high accuracy even if the skin thickness changes.

＜平均血圧Ｐave＞
以下、平均血圧Ｐaveを算定する処理について説明する。図１３は、腕部における血管の模式図である。図１３には、動脈（例えば橈骨動脈）Ｙ1と当該動脈Ｙ1に連結する細動脈（例えば指動脈）Ｙ2とが図示されている。図３に例示される通り、地点Ｘ1は動脈Ｙ1における所定の地点であり、地点Ｘ2は動脈Ｙ1と細動脈Ｙ2との間の地点であり、地点Ｘ3は細動脈Ｙ2の抹消の地点である。つまり、地点Ｘ3よりも地点Ｘ1の方が心臓に近い。 <Average Blood Pressure Pave>
Processing for calculating the average blood pressure Pave will be described below. FIG. 13 is a schematic diagram of blood vessels in the arm. FIG. 13 shows an artery (eg, radial artery) Y1 and an arteriole (eg, finger artery) Y2 connected to the artery Y1. As illustrated in FIG. 3, point X1 is a predetermined point in artery Y1, point X2 is the point between artery Y1 and arteriole Y2, and point X3 is the point of obliteration of arteriole Y2. That is, point X1 is closer to the heart than point X3.

動脈Ｙ1における地点Ｘ1での血圧Ｐ1と、動脈Ｙ1と細動脈Ｙ2との間の地点Ｘ2での血圧Ｐ2と、細動脈Ｙ2の抹消の地点Ｘ3での血圧Ｐ3との関係は、ハーゲン・ポワズイユ（Hagen-Poiseuille）の法則を利用して、以下の数式(8)および数式(9)で表現される。数式(8)の記号Ｌ1は、動脈Ｙ1の長さであり、記号Ｑ1は、動脈Ｙ1の血流量であり、記号ｄ1は動脈Ｙ1の血管径(半径)である。数式(9)の記号Ｌ2は、細動脈Ｙ2の長さであり、記号Ｑ2は、細動脈Ｙ2の血流量であり、記号ｄ2は細動脈Ｙ2の血管径(半径)である。また、数式(8)および数式(9)の記号ρは、血液密度である。

Figure 0007124460000010
Figure 0007124460000011
 The relationship between the blood pressure P1 at the point X1 in the artery Y1, the blood pressure P2 at the point X2 between the artery Y1 and the arteriole Y2, and the blood pressure P3 at the point X3 of the peripheral arteriole Y2 is given by Hagen-Poiseuille ( Using the Hagen-Poiseuille law, it is expressed by the following formulas (8) and (9). The symbol L1 in Equation (8) is the length of the artery Y1, the symbol Q1 is the blood flow rate of the artery Y1, and the symbol d1 is the diameter (radius) of the artery Y1. The symbol L2 in Equation (9) is the length of the arteriole Y2, the symbol Q2 is the blood flow rate of the arteriole Y2, and the symbol d2 is the diameter (radius) of the arteriole Y2. The symbol ρ in Equations (8) and (9) is blood density.
Figure 0007124460000010
Figure 0007124460000011

地点Ｘ1から地点Ｘ3における血圧の変化量（つまりＰ1－Ｐ3）は、数式(8)および数式(9)を利用して、以下の数式(10)で表現される。

Figure 0007124460000012
The amount of change in blood pressure from point X1 to point X3 (that is, P1-P3) is expressed by the following formula (10) using formulas (8) and (9).
Figure 0007124460000012

図１４は、心臓から血管上の特定の部位までの距離と、当該部位における血圧との関係を示すグラフである。図１４から把握される通り、地点Ｘ1から地点Ｘ2における血圧の変化量（Ｐ1－Ｐ2）は、地点Ｘ2から地点Ｘ3における血圧の変化量（Ｐ2－Ｐ3）と比較して充分に小さいという傾向がある。具体的には、変化量（Ｐ1－Ｐ2）は、約１～５ｍｍＨｇである一方で、変化量（Ｐ2－Ｐ3）は、約１００ｍｍＨｇである。また、細動脈Ｙ2の抹消の地点Ｘ3での血圧Ｐ3は、非常に小さい（例えば数ｍｍＨｇ）ということが知られている。そこで、変化量（Ｐ1－Ｐ2）および血圧Ｐ3を０ｍｍＨｇと仮定した場合、数式(10)から、以下の数式(11)が導出される。数式(11)から理解される通り、血圧Ｐ1は変化量(Ｐ1-Ｐ3)に近似する。

Figure 0007124460000013
FIG. 14 is a graph showing the relationship between the distance from the heart to a specific site on the blood vessel and the blood pressure at that site. As can be seen from FIG. 14, the amount of change in blood pressure (P1-P2) from point X1 to point X2 tends to be sufficiently smaller than the amount of change in blood pressure (P2-P3) from point X2 to point X3. be. Specifically, the variation (P1-P2) is about 1-5 mmHg, while the variation (P2-P3) is about 100 mmHg. Also, it is known that the blood pressure P3 at the peripheral point X3 of the arteriole Y2 is very small (for example, several mmHg). Therefore, assuming that the amount of change (P1-P2) and the blood pressure P3 are 0 mmHg, the following equation (11) is derived from equation (10). As understood from the formula (11), the blood pressure P1 approximates the amount of change (P1-P3).
Figure 0007124460000013

血液密度ρは、個人差が小さいため、所定値（例えば１０７０ｋｇ/ｍ３）に設定することが可能である。また、距離Ｌ2は、被験者の身長および性別等から推定した所定値に設定することが可能である。すなわち、細動脈Ｙ2の血流量Ｑ2と血管径ｄ2とを算出することで、動脈Ｙ1の血圧Ｐ1を算定することが可能である。そこで、第１実施形態では、数式(11)を利用して、平均血圧Ｐaveを算定する。 The blood density ρ can be set to a predetermined value (for example, 1070 kg/m 3 ) because individual differences are small. Also, the distance L2 can be set to a predetermined value estimated from the subject's height, sex, and the like. That is, by calculating the blood flow Q2 of the arteriole Y2 and the blood vessel diameter d2, it is possible to calculate the blood pressure P1 of the artery Y1. Therefore, in the first embodiment, the average blood pressure Pave is calculated using Equation (11).

図１５は、平均血圧Ｐaveを算定するための要素（検出ユニット３０B，演算部５１Bおよび平均血圧算定部５５）に着目した構成図である。第１実施形態の検出ユニット３０Bは、検出装置３０B1（第２検出装置の例示）を具備する。検出装置３０B1は、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺB1を生成する光学センサーモジュールである。検出装置３０B1は、図４の検出装置３０A1と同様の発光部Ｅおよび受光部Ｒを具備する。発光部Ｅおよび受光部Ｒは、例えば筐体部１２において測定部位Ｈに対向する位置（典型的には測定部位Ｈに接触する表面）に設置される。 FIG. 15 is a configuration diagram focusing on the elements for calculating the average blood pressure Pave (detection unit 30B, calculator 51B, and average blood pressure calculator 55). The detection unit 30B of the first embodiment comprises a detection device 30B1 (an example of a second detection device). The detection device 30B1 is an optical sensor module that generates a detection signal ZB1 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. The detection device 30B1 has a light emitting portion E and a light receiving portion R similar to those of the detection device 30A1 of FIG. The light-emitting part E and the light-receiving part R are installed, for example, on the housing part 12 at a position facing the measurement site H (typically on the surface in contact with the measurement site H).

図１５の演算部５１Bは、指標算定部５１B1を具備する。指標算定部５１B1は、測定部位Ｈの血管径指標と血流量指標ＦB1とを算定する。血管径指標は、生体の血管径（さらには血管の断面積）に関する指標である。前述した通り、血管径は血液量指標Ｍに相関する。そこで、第１実施形態では、血液量指標Ｍを血管径指標として例示する。具体的には、指標算定部５１B1は、検出装置３０B1が生成した検出信号ＺB1から、測定部位Ｈの血液量指標ＭB1と血流量指標ＦB1とを算定する。血液量指標ＭB1は、上述の数式(5a)または数式(5b)から算定され、血流量指標ＦB1は、上述の数式(6a)または数式(6b)から算定される。 The calculator 51B of FIG. 15 includes an index calculator 51B1. The index calculator 51B1 calculates the blood vessel diameter index and the blood flow index FB1 of the measurement site H. FIG. The blood vessel diameter index is an index related to the blood vessel diameter (furthermore, the cross-sectional area of the blood vessel) of the living body. The blood vessel diameter correlates with the blood volume index M, as described above. Therefore, in the first embodiment, the blood volume index M is exemplified as the blood vessel diameter index. Specifically, the index calculator 51B1 calculates the blood volume index MB1 and the blood flow index FB1 of the measurement site H from the detection signal ZB1 generated by the detection device 30B1. The blood volume index MB1 is calculated from the above equation (5a) or (5b), and the blood flow index FB1 is calculated from the above equation (6a) or (6b).

平均血圧算定部５５は、生体の平均血圧Ｐaveを算定する。具体的には、平均血圧算定部５５は、指標算定部５１B1が算定した血液量指標ＭB1と血流量指標ＦB1とに応じて生体の平均血圧Ｐaveを算定する。第１実施形態の平均血圧算定部５５は、血液量指標ＭB1を解析期間Ｔについて平均した平均値Ｍaveと、血流量指標ＦB1を解析期間Ｔについて平均した平均値Ｆaveとに応じて平均血圧Ｐaveを算定する。平均値Ｍaveは、解析期間Ｔ内において算定された複数の血液量指標ＭB1の平均（例えば単純平均または加重平均）である。平均値Ｆaveは、解析期間Ｔ内において算定された複数の血流量指標ＦB1の平均（例えば単純平均または加重平均）である。 The average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave of the living body. Specifically, the average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave of the living body according to the blood volume index MB1 and the blood flow index FB1 calculated by the index calculator 51B1. The average blood pressure calculator 55 of the first embodiment calculates the average blood pressure Pave according to the average value Mave of the blood volume index MB1 over the analysis period T and the average value Fave of the blood flow index FB1 over the analysis period T. Calculate. The average value Mave is the average (for example, simple average or weighted average) of a plurality of blood volume indices MB1 calculated within the analysis period T. The average value Fave is the average (for example, simple average or weighted average) of a plurality of blood flow indicators FB1 calculated within the analysis period T.

上述の通り、血液量指標Ｍは血管径ｄに相関する。具体的には、血液量指標Ｍの三乗根（Ｍ１/３）が血管径ｄに相当する。血管径ｄ2の三乗が血液量指標Ｍに相当するとも換言される。また、血流量指標Ｆは、血流量Ｑに相当する。以上の関係を考慮すると、上述の数式(11)は以下の数式(12)に変形される。

Figure 0007124460000014
As described above, the blood volume index M correlates with the blood vessel diameter d. Specifically, the cube root (M 1/3 ) of the blood volume index M corresponds to the blood vessel diameter d. In other words, the cube of the blood vessel diameter d2 corresponds to the blood volume index M. Also, the blood flow index F corresponds to the blood flow Q. As shown in FIG. Considering the above relationship, the above formula (11) is transformed into the following formula (12).
Figure 0007124460000014

第１実施形態の平均血圧算定部５５は、数式(12)の演算により平均血圧Ｐaveを算定する。記号Ｋは、血液密度ρおよび細動脈の長さＬ2等に応じて予め定められた係数である。数式(12)から理解される通り、平均血圧Ｐaveは、Ｆave／Ｍave４/３に応じて算定される。なお、係数Ｋは、例えばカフ等を利用して実測した平均血圧Ｐaveの実測値と、数式(12)のＦave／Ｍave４/３の演算値とから設定される（例えばＫ＝実測値／演算値）。 The average blood pressure calculator 55 of the first embodiment calculates the average blood pressure Pave by the calculation of Equation (12). The symbol K is a coefficient predetermined according to the blood density ρ, arteriole length L2, and the like. As can be seen from Equation (12), the average blood pressure Pave is calculated according to Fave/Mave 4/3 . Note that the coefficient K is set from, for example, the measured value of the average blood pressure Pave measured using a cuff or the like and the calculated value of Fave/Mave 4/3 in Equation (12) (for example, K = measured value/calculated value).

以上に説明した通り、第１実施形態では、血管径指標（血液量指標ＭB1）と血流量指標ＦB1とに応じて平均血圧Ｐaveが算定される。ここで、例えば平均血圧の算定に生体を圧迫することが必要な構成（例えばカフ等を利用して平均血圧を算定する構成）では、押圧力の相違に起因した誤差が生じ得る。それに対して、第１実施形態では、血管径指標（血液量指標ＭB1）と血流量指標ＦB1とに応じて平均血圧Ｐaveが算定されるので、生体を圧迫することが不要である。ひいては、押圧力の相違に起因した誤差を低減して、高精度に平均血圧Ｐaveを算定することができる。 As described above, in the first embodiment, the average blood pressure Pave is calculated according to the blood vessel diameter index (blood volume index MB1) and the blood flow index FB1. Here, for example, in a configuration that requires pressing the living body to calculate the average blood pressure (for example, a configuration in which the average blood pressure is calculated using a cuff or the like), an error may occur due to a difference in pressing force. In contrast, in the first embodiment, the mean blood pressure Pave is calculated according to the blood vessel diameter index (blood volume index MB1) and the blood flow index FB1, so there is no need to press the living body. As a result, it is possible to reduce the error caused by the difference in pressing force and to calculate the average blood pressure Pave with high accuracy.

ところで、血流量指標ＦB1の算定には、生体に超音波を照射する血流速度センサーを利用することも可能である。しかし、超音波照射型の血流速度センサーを利用した場合、測定部位の皮膚厚や、超音波の照射面が生体に接触する条件（密着の度合や圧力）に血流量指標ＦB1が影響するため、血圧に関する指標（例えば平均血圧）を高精度に特定することは実際には困難である。また、超音波照射型の血流速度センサーを利用した場合には、生体解析装置が大型化するという問題もある。これに対し、第１実施形態では、血流量指標ＦB1の算定にレーザー光を利用するから、超音波照射型の血流速度センサーを利用する場合と比較して、皮膚厚等の影響を低減して平均血圧Ｐaveを高精度に測定できる。また、生体解析装置１００を小型化することも可能である。 By the way, it is also possible to use a blood flow velocity sensor that irradiates the living body with ultrasonic waves to calculate the blood flow index FB1. However, when using an ultrasonic irradiation type blood flow velocity sensor, the blood flow index FB1 affects the skin thickness of the measurement site and the conditions (degree of adhesion and pressure) under which the ultrasonic irradiation surface contacts the living body. , it is actually difficult to specify a blood pressure index (for example, mean blood pressure) with high accuracy. Moreover, when an ultrasonic irradiation type blood flow velocity sensor is used, there is also a problem that the biological analysis apparatus becomes large. On the other hand, in the first embodiment, laser light is used to calculate the blood flow index FB1, so the influence of skin thickness and the like is reduced compared to the case of using an ultrasonic irradiation type blood flow velocity sensor. can measure the average blood pressure Pave with high accuracy. It is also possible to downsize the biological analysis device 100 .

＜収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐmin＞
以下、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する処理について説明する。図３の血圧算定部５７は、脈圧算定部５３が算定した脈圧ΔＰと平均血圧算定部５５が算定した平均血圧Ｐaveとに応じて、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する。具体的には、血圧算定部５７は、前述の数式(1)により収縮期血圧Ｐmaxを算定し、前述の数式(2)により拡張期血圧Ｐminを算定する。制御装置２１は、血圧算定部５７が算定した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示装置２３に表示させる。 <Systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin>
Processing for calculating the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin will be described below. The blood pressure calculator 57 of FIG. 3 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin according to the pulse pressure ΔP calculated by the pulse pressure calculator 53 and the average blood pressure Pave calculated by the average blood pressure calculator 55 . Specifically, the blood pressure calculator 57 calculates the systolic blood pressure Pmax by the above-described formula (1), and calculates the diastolic blood pressure Pmin by the above-described formula (2). The control device 21 causes the display device 23 to display the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin calculated by the blood pressure calculator 57 .

図１６は、制御装置２１が実行する処理（以下「生体解析処理」という）のフローチャートである。時間軸上の解析期間Ｔ毎に図１６の生体解析処理が実行される。生体解析処理を開始すると、制御装置２１は、脈圧ΔＰを算定する（Ｓa1）。次に、制御装置２１は、平均血圧Ｐaveを算定する（Ｓa2）。そして、制御装置２１（血圧算定部５７）は、算定した脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとに応じて、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する（Ｓa3）。血圧Ｐの算定には、前述の数式(1)および数式(2)が利用される。制御装置２１は、算定した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示装置２３に表示させる（Ｓa4）。なお、脈圧ΔＰの算定（Ｓa1）と平均血圧Ｐaveの算定（Ｓa2）との順序を逆転してもよい。以上に説明した生体解析処理が解析期間Ｔ毎に実行されることで、収縮期血圧Ｐmaxの時系列（すなわち収縮期血圧Ｐmaxの時間変化）と拡張期血圧Ｐminの時系列（拡張期血圧Ｐminの時間変化）とが算定される。 FIG. 16 is a flow chart of processing (hereinafter referred to as “biological analysis processing”) executed by the control device 21 . The biological analysis process of FIG. 16 is executed for each analysis period T on the time axis. When the biological analysis process is started, the control device 21 calculates the pulse pressure ΔP (Sa1). Next, the controller 21 calculates the average blood pressure Pave (Sa2). Then, the control device 21 (blood pressure calculator 57) calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin according to the calculated pulse pressure ΔP and average blood pressure Pave (Sa3). The calculation of the blood pressure P uses the formulas (1) and (2) described above. The controller 21 displays the calculated systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin on the display device 23 (Sa4). The order of calculating the pulse pressure ΔP (Sa1) and calculating the average blood pressure Pave (Sa2) may be reversed. By executing the biological analysis process described above for each analysis period T, the time series of the systolic blood pressure Pmax (that is, the time change of the systolic blood pressure Pmax) and the time series of the diastolic blood pressure Pmin (the diastolic blood pressure Pmin time variation) is calculated.

図１７は、脈圧ΔＰを算定する処理Ｓa1の具体的な内容を示すフローチャートである。指標算定部５１A1は、解析期間Ｔにおける血液量指標ＭA1の時間変化ＭTを生成する（Ｓa11）。血液量指標ＭA1の算定には、前述の数式(5a)または数式(5b)が利用される。次に、指標算定部５１A1は、解析期間Ｔにおける血流量指標ＦA1の時間変化ＦTを生成する（Ｓa12）。血流量指標ＦA1の算定には、前述の数式(6a)または数式(6b)が利用される。 FIG. 17 is a flow chart showing specific contents of the processing Sa1 for calculating the pulse pressure ΔP. The index calculator 51A1 generates the time change MT of the blood volume index MA1 during the analysis period T (Sa11). The aforementioned formula (5a) or formula (5b) is used to calculate the blood volume index MA1. Next, the index calculator 51A1 generates the time change FT of the blood flow index FA1 during the analysis period T (Sa12). The aforementioned formula (6a) or formula (6b) is used to calculate the blood flow index FA1.

振幅算定部５３１は、指標算定部５１A1が生成した時間変化ＭTの振幅ΔＭと時間変化ＦTの振幅ΔＦとに応じて振幅指標を算定する（Ｓa13）。具体的には、振幅ΔＭと振幅ΔＦとの比（ΔＦ/ΔＭ）が振幅指標として算定される。次に、抵抗算定部５３３は、指標算定部５１A1が生成した時間変化ＭTおよび時間変化ＦTから抵抗指標を算定する（Ｓa14）。具体的には、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比（ＳF/ＳM）が抵抗指標として算定される。処理部５３５は、振幅算定部５３１が算定した振幅指標と抵抗算定部５３３が算定した抵抗指標とに応じた脈圧ΔＰを算定する（Ｓa15）。脈圧ΔＰの算定には、前述の数式(7)が利用される。すなわち、振幅指標と抵抗指標との積に応じた脈圧ΔＰが算定される。なお、血液量指標ＭA1の時間変化ＭTの生成（Ｓa11）と血流量指標ＦA1の時間変化ＦTの生成（Ｓa12）との順序を逆転してもよい。また、振幅指標を算定する処理（Ｓa13）と抵抗指標を算定する処理（Ｓa14）との順序を逆転させてもよい。 The amplitude calculator 531 calculates an amplitude index according to the amplitude ΔM of the time change MT and the amplitude ΔF of the time change FT generated by the index calculator 51A1 (Sa13). Specifically, the ratio (ΔF/ΔM) between the amplitude ΔM and the amplitude ΔF is calculated as the amplitude index. Next, the resistance calculator 533 calculates a resistance index from the time change MT and the time change FT generated by the index calculator 51A1 (Sa14). Specifically, the ratio (SF/SM) between the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF is calculated as the resistance index. The processing unit 535 calculates the pulse pressure ΔP according to the amplitude index calculated by the amplitude calculation unit 531 and the resistance index calculated by the resistance calculation unit 533 (Sa15). Equation (7) above is used to calculate the pulse pressure ΔP. That is, the pulse pressure ΔP is calculated according to the product of the amplitude index and the resistance index. The order of generating the time change MT of the blood volume index MA1 (Sa11) and generating the time change FT of the blood flow index FA1 (Sa12) may be reversed. Also, the order of the process of calculating the amplitude index (Sa13) and the process of calculating the resistance index (Sa14) may be reversed.

図１８は、抵抗指標を算定する処理Ｓa14の具体的な内容を示すフローチャートである。抵抗算定部５３３は、血液量指標ＭAおよび血流量指標ＦAのそれぞれを正規化範囲内に正規化した正規化血液量指標ＭNと正規化血流量指標ＦNとを算定する（Ｓa141）。次に、抵抗算定部５３３は、正規化血液量指標ＭNおよび正規化血流量指標ＦNのそれぞれを解析期間Ｔについて積算した血液量積算値ＳMおよび血流量積算値ＳFを算定する（Ｓa142）。抵抗算定部５３３は、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比（ＳF/ＳM）を抵抗指標として算定する（Ｓa143）。 FIG. 18 is a flow chart showing specific contents of the process Sa14 for calculating the resistance index. The resistance calculator 533 calculates a normalized blood volume index MN and a normalized blood flow index FN obtained by normalizing the blood volume index MA and the blood flow index FA within the normalization range (Sa141). Next, the resistance calculator 533 calculates the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF by integrating the normalized blood volume index MN and the normalized blood flow volume index FN over the analysis period T (Sa142). The resistance calculator 533 calculates the ratio (SF/SM) of the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF as a resistance index (Sa143).

図１９は、平均血圧Ｐaveを算定する処理Ｓa2の具体的な内容を示すフローチャートである。指標算定部５１B1は、解析期間Ｔ内の複数の時点の各々について血液量指標ＭB1を算定する（Ｓa21）。血液量指標ＭB1の算定には、前述の数式(5a)または数式(5b)が利用される。次に、指標算定部５１B1は、解析期間Ｔ内の複数の時点の各々について血流量指標ＦB1を算定する（Ｓa22）。血流量指標ＦB1の算定には、前述の数式(6a)または数式(6b)が利用される。平均血圧算定部５５は、指標算定部５１B1が算定した血液量指標ＭB1と血流量指標ＦB1とに応じて平均血圧Ｐaveを算定する（Ｓa23）。なお、血液量指標ＭB1の算定（Ｓa21）と血流量指標ＦB1の算定（Ｓa22）との順序を逆転してもよい。 FIG. 19 is a flow chart showing specific contents of the process Sa2 for calculating the average blood pressure Pave. The index calculator 51B1 calculates the blood volume index MB1 for each of a plurality of time points within the analysis period T (Sa21). The aforementioned formula (5a) or formula (5b) is used to calculate the blood volume index MB1. Next, the index calculator 51B1 calculates a blood flow index FB1 for each of a plurality of time points within the analysis period T (Sa22). Equation (6a) or (6b) above is used to calculate the blood flow index FB1. The average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave according to the blood volume index MB1 and the blood flow index FB1 calculated by the index calculator 51B1 (Sa23). The order of calculation of the blood volume index MB1 (Sa21) and calculation of the blood flow index FB1 (Sa22) may be reversed.

図２０は、平均血圧Ｐaveを算定する処理Ｓa23の具体的な内容を示すフローチャートである。平均血圧算定部５５は、血液量指標ＭB1を解析期間Ｔについて平均した平均値Ｍaveを算定する（Ｓa231）。平均血圧算定部５５は、血流量指標ＦB1を解析期間Ｔについて平均した平均値Ｆaveを算定する（Ｓa232）。そして、平均血圧算定部５５は、平均値Ｍaveおよび平均値Ｆaveに応じて平均血圧Ｐaveを算定する（Ｓa233）。平均血圧Ｐaveの算定には、前述の数式(12)が利用される。すなわち、Ｆave／Ｍave４/３に応じて平均血圧Ｐaveが算定される。なお、平均値Ｍaveの算定（Ｓa231）と平均値Ｆaveの算定（Ｓa232）との順序を逆転してもよい。 FIG. 20 is a flow chart showing specific contents of the process Sa23 for calculating the average blood pressure Pave. The mean blood pressure calculator 55 calculates the mean value Mave by averaging the blood volume index MB1 over the analysis period T (Sa231). The average blood pressure calculator 55 calculates an average value Fave by averaging the blood flow index FB1 over the analysis period T (Sa232). Then, the average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave according to the average value Mave and the average value Fave (Sa233). Equation (12) above is used to calculate the average blood pressure Pave. That is, the average blood pressure Pave is calculated according to Fave/Mave 4/3 . The order of calculating the average value Mave (Sa231) and calculating the average value Fave (Sa232) may be reversed.

以上に説明した通り、第１実施形態では、脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとに応じて、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminが算定されるから、例えば血管径の最大値や最小値を利用して収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する構成と比較して、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを高精度に算定することができる。 As described above, in the first embodiment, the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin are calculated according to the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave. The systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin can be calculated with high precision compared to the configuration in which the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin are calculated by

＜測定部位Ｈの血管＞
図２１は、体循環における血管の種類と血圧との関係を示したグラフである。前述の通り、収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとの差が脈圧ΔＰである。したがって、収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとの差が大きく現れる血管を脈圧ΔＰの算定に利用することで、脈圧ΔＰをより高精度に算定することができる。図２１から把握される通り、動脈（大きめの動脈および小さめの動脈）の血圧には、他の血管と比較して、脈動が大きく現れている。したがって、脈圧ΔＰの算定には、測定部位Ｈの内部に存在する動脈（例えば上腕動脈、橈骨動脈または尺骨動脈）の状態を反映した検出信号ＺAを利用することが好ましい。なお、細動脈の状態を反映した検出信号ＺAを脈拍ΔＰの算定に利用してもよい。 <Blood vessel at measurement site H>
FIG. 21 is a graph showing the relationship between blood vessel types and blood pressure in systemic circulation. As described above, the difference between the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin is the pulse pressure ΔP. Therefore, the pulse pressure ΔP can be calculated with higher accuracy by using the blood vessels in which the difference between the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin appears large for the calculation of the pulse pressure ΔP. As can be seen from FIG. 21, the blood pressure of arteries (large arteries and small arteries) shows greater pulsation than other blood vessels. Therefore, the pulse pressure ΔP is preferably calculated using the detection signal ZA that reflects the state of the artery (for example, the brachial artery, the radial artery, or the ulnar artery) present inside the measurement site H. The detection signal ZA reflecting the state of arterioles may be used to calculate the pulse rate ΔP.

また、数式(11)から理解される通り、血圧Ｐ1は変化量(Ｐ1-Ｐ3)に近似する。つまり、血管内における血圧の変化の傾き（勾配）が大きい血管を平均血圧Ｐaveの算定に利用することで、平均血圧Ｐaveをより高精度に算定することができる。図２１から把握される通り、細動脈の血圧は、他の血管と比較して、傾きが大きい。したがって、平均血圧Ｐaveの算定には、測定部位Ｈの内部に存在する細動脈の状態を反映した検出信号ＺBを利用することが好ましい。 Also, as can be understood from the formula (11), the blood pressure P1 approximates the amount of change (P1-P3). In other words, the mean blood pressure Pave can be calculated with higher accuracy by using a blood vessel with a large gradient of blood pressure change in the blood vessel to calculate the mean blood pressure Pave. As can be seen from FIG. 21, the arteriole blood pressure has a steeper gradient than other blood vessels. Therefore, it is preferable to use the detection signal ZB reflecting the state of the arterioles existing inside the measurement site H for calculating the average blood pressure Pave.

以上の知見を背景として、第１実施形態では、検出信号ＺA1を生成する検出装置３０A1は、測定部位Ｈの内部に動脈（直径２ｍｍ～５ｍｍ）に対向する位置に設置される。他方、検出信号ＺB1を生成する検出装置３０B1は、測定部位Ｈの内部に細動脈（直径０．０２ｍｍ～２ｍｍ）に対向する位置に設置される。手首を測定部位Ｈとする場合は、例えば検出装置３０A1を手首の掌側における橈骨動脈または尺骨動脈に近い位置に設置する一方で、検出装置３０B1を手首の甲側に設置する。上腕を測定部位Ｈとする場合は、例えば上腕の内側における上腕動脈に近い設置に検出装置３０A1をする一方で、上腕の外側に検出装置３０B1を設置する。例えば、検出装置３０A1は上腕における胴体側の表面に設置され、検出装置３０B1は胴体とは反対側の表面に設置される以上の説明から理解される通り、検出装置３０A1および検出装置３０B1は、生体の肢体（例えば上腕または手首）の周方向における相異なる位置に設けられる。 Based on the above findings, in the first embodiment, the detection device 30A1 that generates the detection signal ZA1 is installed inside the measurement site H at a position facing the artery (2 mm to 5 mm in diameter). On the other hand, the detection device 30B1 that generates the detection signal ZB1 is installed inside the measurement site H at a position facing the arteriole (0.02 mm to 2 mm in diameter). When the wrist is the measurement site H, for example, the detection device 30A1 is installed on the palm side of the wrist at a position close to the radial or ulnar artery, while the detection device 30B1 is installed on the dorsal side of the wrist. When the measurement site H is the upper arm, for example, the detection device 30A1 is installed on the inside of the upper arm near the brachial artery, while the detection device 30B1 is installed on the outside of the upper arm. For example, the detection device 30A1 is installed on the body side surface of the upper arm, and the detection device 30B1 is installed on the surface opposite to the body. provided at different positions in the circumferential direction of the limb (eg upper arm or wrist).

検出装置３０A1および検出装置３０B1を生体の肢体の周方向における相異なる位置に設ける構成によれば、生体における互いに近似した位置で相異なる２つの血管（例えば動脈および細動脈）の状態をそれぞれ反映した２つの検出信号Ｚを生成できるという利点がある。ただし、２つの検出装置（３０A1，３０B1）を配置する位置は生体の周方向に限定されない。例えば、耳、こめかみ、胴体等に各検出装置（３０A1，３０B1）を配置してもよい。例えば、耳およびこめかみの何れか一方に検出装置３０A1を配置して他方に検出装置３０B1を配置する構成や、耳および内耳の何れか一方に検出装置３０A1を配置して他方に検出装置３０B1を配置する構成も採用され得る。なお、脈圧ΔＰの算定については、細動脈から得られた検出信号ＺB1を利用してもよい。 According to the configuration in which the detection device 30A1 and the detection device 30B1 are provided at different positions in the circumferential direction of the limb of the living body, the states of two different blood vessels (for example, arteries and arterioles) are reflected at positions close to each other in the living body. Advantageously, two detection signals Z can be generated. However, the positions where the two detection devices (30A1, 30B1) are arranged are not limited to the circumferential direction of the living body. For example, the detection devices (30A1, 30B1) may be placed on the ears, temples, body, and the like. For example, a configuration in which the detection device 30A1 is arranged in one of the ear and the temple and the detection device 30B1 is arranged in the other, or the detection device 30A1 is arranged in one of the ear and the inner ear and the detection device 30B1 is arranged in the other. A configuration may also be adopted. It should be noted that the detection signal ZB1 obtained from the arteriole may be used to calculate the pulse pressure ΔP.

＜第１実施形態の変形例＞
脈圧ΔＰを算定するための要素（検出ユニット３０A，演算部５１Aおよび脈圧算定部５３）は、図４で例示した構成に限定されない。 <Modified Example of First Embodiment>
The elements for calculating the pulse pressure ΔP (detection unit 30A, calculator 51A, and pulse pressure calculator 53) are not limited to the configuration illustrated in FIG.

＜変形例１＞
図２２は、第１実施形態の変形例（変形例１）に係る脈圧ΔＰを算定するための要素に着目した構成図である。第１実施形態では、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1を利用して振幅指標と抵抗指標とを算定した。それに対して、変形例１では、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1を利用して振幅指標を算定し、検出装置３０A1とは別個の２つの検出装置３０A（３０A2，３０A3）の各々が生成する検出信号ＺA（ＺA2，ＺA3）を利用して抵抗指標を算定する。 <Modification 1>
FIG. 22 is a configuration diagram focusing on elements for calculating the pulse pressure ΔP according to a modification (modification 1) of the first embodiment. In the first embodiment, the amplitude index and the resistance index are calculated using the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1. In contrast, in Modification 1, the amplitude index is calculated using the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1, and two detection devices 30A (30A2, 30A3) separate from the detection device 30A1 generate A resistance index is calculated using the detection signal ZA (ZA2, ZA3).

変形例１の検出ユニット３０Aは、第１実施形態と同様の検出装置３０A1に加えて、検出装置３０A2および検出装置３０A3を具備する。変形例１の検出装置３０A1は、第１実施形態と同様の構成および機能であり、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA1を生成する。検出装置３０A2は、検出装置３０A1と同様の受光部Ｒおよび発光部Ｅを具備し、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA2を生成する。同様に、検出装置３０A3は、受光部Ｒおよび発光部Ｅを具備し、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA3を生成する。検出装置３０A3の発光部Ｅとしては、インコヒーレントな光を測定部位Ｈに照射するＬＥＤ（light emitting diode）等の発光素子が好適に利用される。なお、コヒーレントなレーザー光を出射するＶＣＳＥＬを発光部Ｅとして利用してもよい。検出装置３０A3の受光部Ｒは、検出装置３０A2の受光部Ｒと同様に、測定部位Ｈ内を通過した光の受光レベルに応じた検出信号ＺA3を生成する。検出信号ＺA3は、光電容積脈波を表す信号である。なお、測定部位Ｈの表面の変位を表わす（すなわち血管径の変位を表わす）検出信号を生成する圧力センサーを検出装置３０A3として採用してもよい。 A detection unit 30A of Modification 1 includes a detection device 30A2 and a detection device 30A3 in addition to the detection device 30A1 similar to that of the first embodiment. The detection device 30A1 of Modification 1 has the same configuration and functions as those of the first embodiment, and generates a detection signal ZA1 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. The detection device 30A2 has a light receiving portion R and a light emitting portion E similar to those of the detection device 30A1, and generates a detection signal ZA2 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. Similarly, the detection device 30A3 has a light receiving portion R and a light emitting portion E, and generates a detection signal ZA3 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. As the light emitting unit E of the detection device 30A3, a light emitting element such as an LED (light emitting diode) that irradiates the measurement site H with incoherent light is preferably used. A VCSEL that emits coherent laser light may be used as the light emitting section E. The light receiving portion R of the detecting device 30A3 generates a detection signal ZA3 corresponding to the light receiving level of the light that has passed through the measurement site H, like the light receiving portion R of the detecting device 30A2. The detection signal ZA3 is a signal representing a photoelectric volume pulse wave. A pressure sensor that generates a detection signal representing the displacement of the surface of the measurement site H (that is, representing the displacement of the blood vessel diameter) may be employed as the detection device 30A3.

変形例１の演算部５１Aは、第１実施形態と同様の指標算定部５１A1に加えて、指標算定部５１A2および指標算定部５１A3を具備する。変形例１の指標算定部５１A1は、第１実施形態と同様に、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1から、測定部位Ｈの血液量指標ＭA1と血流量指標ＦA1とを算定する。 The calculation unit 51A of Modification 1 includes an index calculation unit 51A2 and an index calculation unit 51A3 in addition to the index calculation unit 51A1 similar to that of the first embodiment. The index calculator 51A1 of Modification 1 calculates the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 of the measurement site H from the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1, as in the first embodiment.

指標算定部５１A2は、検出装置３０A2が生成した検出信号ＺA2から血流量指標ＦA2を算定する。血流量指標ＦA2は、血流量指標ＦA1と同様の方法（数式(6a)または数式(6b)）で算定される。指標算定部５１A3は、検出装置３０A3が生成した検出信号ＺA3から血液量指標ＭA3を算定する。前述の通り、血液量指標ＭA3は血管径に相関する。以上の関係を前提として、指標算定部５１A3は、検出信号ＺA3から血管径の変位を算定し、当該血管径の変位から血液量指標ＭA3を算定する。 The index calculator 51A2 calculates a blood flow index FA2 from the detection signal ZA2 generated by the detector 30A2. The blood flow index FA2 is calculated by the same method as the blood flow index FA1 (expression (6a) or expression (6b)). The index calculator 51A3 calculates a blood volume index MA3 from the detection signal ZA3 generated by the detection device 30A3. As described above, the blood volume index MA3 correlates with the blood vessel diameter. Based on the above relationship, the index calculator 51A3 calculates the displacement of the blood vessel diameter from the detection signal ZA3, and calculates the blood volume index MA3 from the displacement of the blood vessel diameter.

変形例１の脈圧算定部５３は、第１実施形態と同様に、振幅算定部５３１と抵抗算定部５３３と処理部５３５とを具備する。変形例１の振幅算定部５３１は、第１実施形態と同様に、指標算定部５１A1が算定した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1から振幅指標（ΔＦ/ΔＭ）を算定する。変形例１の抵抗算定部５３３は、指標算定部５１A2が算定した血流量指標ＦA2と、指標算定部５１A3が算定した血液量指標ＭA3とから抵抗指標（ＳF/ＳM）を算定する。抵抗指標の算定方法は、第１実施形態と同様である。処理部５３５は、第１実施形態と同様に、振幅算定部５３１が算定した振幅指標と抵抗算定部５３３が算定した抵抗指標とに応じて脈圧ΔＰを算定する。変形例２においても、第１実施形態と同様の効果が実現される。 The pulse pressure calculator 53 of Modification 1 includes an amplitude calculator 531, a resistance calculator 533, and a processor 535, as in the first embodiment. The amplitude calculator 531 of Modification 1 calculates an amplitude index (ΔF/ΔM) from the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 calculated by the index calculator 51A1, as in the first embodiment. The resistance calculator 533 of Modification 1 calculates the resistance index (SF/SM) from the blood flow index FA2 calculated by the index calculator 51A2 and the blood volume index MA3 calculated by the index calculator 51A3. The method of calculating the resistance index is the same as in the first embodiment. The processing unit 535 calculates the pulse pressure ΔP according to the amplitude index calculated by the amplitude calculation unit 531 and the resistance index calculated by the resistance calculation unit 533, as in the first embodiment. The same effects as those of the first embodiment are also achieved in the second modification.

＜変形例２＞
図２３は、第１実施形態の変形例（変形例２）に係る脈圧ΔＰを算定するための要素に着目した構成図である。第１実施形態では、血流速振幅ΔＶに相関がある比（ΔＦ/ΔＭ）を振幅指標として算定した。それに対して、変形例２では、血流速振幅ΔＶそのものを振幅指標として算定する。 <Modification 2>
FIG. 23 is a configuration diagram focusing on elements for calculating the pulse pressure ΔP according to a modified example (modified example 2) of the first embodiment. In the first embodiment, the ratio (ΔF/ΔM) correlated with the blood velocity amplitude ΔV was calculated as the amplitude index. In contrast, in Modification 2, the blood flow velocity amplitude ΔV itself is calculated as the amplitude index.

変形例２の検出ユニット３０Aは、第１実施形態と同様の検出装置３０A1に加えて、検出装置３０A4を具備する。変形例２の検出装置３０A1の構成および機能は、第１実施形態と同様である。検出装置３０A4は、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA4を生成する超音波センサーモジュールである。具体的には、検出装置３０A4は、発信部Ｅ0と受信部Ｒ0とを具備する。発信部Ｅ0は、測定部位Ｈに超音波を発信する。他方、受信部ＲDは、発信部Ｅ0から発信されて測定部位Ｈ内を通過した超音波の受信レベルに応じた検出信号ＺA4を生成する。例えば圧電セラミック等の圧電素子が発信部Ｅ0および受信部Ｒ0として好適に利用される。 A detection unit 30A of Modification 2 includes a detection device 30A4 in addition to the detection device 30A1 similar to that of the first embodiment. The configuration and functions of the detection device 30A1 of Modification 2 are the same as those of the first embodiment. The detection device 30A4 is an ultrasonic sensor module that generates a detection signal ZA4 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. Specifically, the detection device 30A4 comprises a transmitter E0 and a receiver R0. The transmitter E0 transmits ultrasonic waves to the measurement site H. FIG. On the other hand, the receiving section RD generates a detection signal ZA4 corresponding to the reception level of the ultrasonic wave transmitted from the transmitting section E0 and passing through the measurement site H. FIG. For example, piezoelectric elements such as piezoelectric ceramics are preferably used as the transmitter E0 and the receiver R0.

変形例２の演算部５１Aは、第１実施形態と同様の指標算定部５１A1を具備する。変形例２の指標算定部５１A1は、第１実施形態と同様に、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1から、測定部位Ｈの血液量指標ＭA1と血流量指標ＦA1とを算定する。 A calculation unit 51A of Modification 2 includes an index calculation unit 51A1 similar to that of the first embodiment. The index calculator 51A1 of Modification 2 calculates the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 of the measurement site H from the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1, as in the first embodiment.

変形例１の脈圧算定部５３は、第１実施形態と同様に、振幅算定部５３１と抵抗算定部５３３と処理部５３５とを具備する。変形例２の抵抗算定部５３３は、第１実施形態と同様に、指標算定部５１A1が生成した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1を利用して抵抗指標（ＳF/ＳM）を算定する。 The pulse pressure calculator 53 of Modification 1 includes an amplitude calculator 531, a resistance calculator 533, and a processor 535, as in the first embodiment. The resistance calculator 533 of Modification 2 calculates the resistance index (SF/SM) using the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 generated by the index calculator 51A1, as in the first embodiment.

第１実施形態の振幅算定部５３１は、指標算定部５１A1が算定した血液量指標ＭA1および血流量指標ＦA1から振幅指標を算定した。それに対して、変形例２の振幅算定部５３１は、検出装置３０A4が生成した検出信号ＺA4から、直接的に振幅指標（血流速振幅ΔＶ）を算定する。処理部５３５は、第１実施形態と同様に、振幅算定部５３１が算定した振幅指標（ΔＶ）と抵抗算定部５３３が算定した抵抗指標（ＳF/ＳM）とに応じて脈圧ΔＰを算定する。 The amplitude calculator 531 of the first embodiment calculated the amplitude index from the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 calculated by the index calculator 51A1. On the other hand, the amplitude calculator 531 of Modification 2 directly calculates the amplitude index (blood velocity amplitude ΔV) from the detection signal ZA4 generated by the detection device 30A4. As in the first embodiment, the processing unit 535 calculates the pulse pressure ΔP according to the amplitude index (ΔV) calculated by the amplitude calculation unit 531 and the resistance index (SF/SM) calculated by the resistance calculation unit 533. .

変形例２においても、第１実施形態と同様の効果が実現される。変形例２では特に、血流速振幅ΔＶを振幅指標として算定するので、血流速振幅ΔＶに相関がある比（ΔＦ/ΔＭ）を振幅指標として算定する構成と比較して、高精度に脈圧ΔＰを算定することが可能である。 The same effects as those of the first embodiment are also achieved in the second modification. Especially in Modification 2, since the blood flow velocity amplitude ΔV is calculated as the amplitude index, the pulse can be calculated with high precision compared to the configuration in which the ratio (ΔF/ΔM) correlated with the blood flow velocity amplitude ΔV is calculated as the amplitude index. It is possible to calculate the pressure ΔP.

＜変形例３＞
図２４は、血流量指標Ｆの時間変化ＦTを示すグラフである。図２４に例示される通り、血流量指標Ｆの時間変化ＦTを表す曲線と最低値Ｆminの直線とで囲まれた領域の面積ＯFは、正規化血流量指標ＦNを解析期間Ｔについて積算した血流量積算値ＳFと、振幅ΔＦとの積（ΔＦ×ＳF）に等しい。また、血液量指標Ｍの時間変化ＭTを表す曲線と最小値Ｍminの直線とで囲まれた領域の面積ＯMは、正規化血液量指標ＭNを解析期間Ｔについて積算した血液量積算値ＳMと、振幅ΔＭとの積（ΔＭ×ＳM）に等しい。したがって、前述の数式(7)から、以下の数式(13)が導出される。数式(13)から理解される通り、脈圧ΔＰは、面積ＯFと面積ＯMとの比（具体的には面積ＯMに対する面積ＯFの比）と、係数Ｋとの積として表現される。以上の理由から、変形例３では、面積ＯFと面積ＯMとから脈圧ΔＰを算定する。 <Modification 3>
FIG. 24 is a graph showing the time change FT of the blood flow index F. FIG. As illustrated in FIG. 24, the area OF of the region surrounded by the curve representing the time change FT of the blood flow index F and the straight line of the minimum value Fmin is the blood flow index FN integrated over the analysis period T. It is equal to the product (ΔF×SF) of the integrated flow rate SF and the amplitude ΔF. Further, the area OM of the region surrounded by the curve representing the time change MT of the blood volume index M and the straight line of the minimum value Mmin is the blood volume integrated value SM obtained by integrating the normalized blood volume index MN over the analysis period T, It is equal to the product of the amplitude .DELTA.M (.DELTA.M.times.SM). Therefore, the following equation (13) is derived from the above equation (7). As can be understood from Equation (13), the pulse pressure ΔP is expressed as the product of the ratio of the area OF and the area OM (specifically, the ratio of the area OF to the area OM) and the coefficient K. For the above reasons, in Modification 3, the pulse pressure ΔP is calculated from the area OF and the area OM.

Figure 0007124460000015
Figure 0007124460000015

図２５は、第１実施形態の変形例（変形例３）に係る脈圧ΔＰを算定するための要素に着目した構成図である。変形例２の検出ユニット３０Aおよび演算部５１Aの構成は、第１実施形態と同様である。 FIG. 25 is a configuration diagram focusing on elements for calculating the pulse pressure ΔP according to a modification (modification 3) of the first embodiment. The configurations of the detection unit 30A and the calculation section 51A of Modification 2 are the same as those of the first embodiment.

変形例３の脈圧算定部５３は、振幅算定部５３１および抵抗算定部５３３を削除した構成である。変形例３の処理部５３５は、指標算定部５１A1が算定した血液量指標ＭA1と血流量指標ＦA1とから脈圧ΔＰを算定する。脈圧ΔＰは、血液量指標ＭA1を解析期間Ｔについて積算した血液量積算値ＳMと、血流量指標ＦA1を解析期間Ｔについて積算した血流量積算値ＳFとに応じて算定される。変形例３では、処理部５３５は、面積ＯMを血液量積算値ＳMとして算定し、面積ＯFを血流量積算値ＳFとして算定する。すなわち、変形例３では、図１７の振幅指標を算定する処理Ｓa13と抵抗指標を算定する処理Ｓa14とが省略される。具体的には、処理部５３５は、面積ＯMおよび面積ＯFを算定し、面積ＯFと面積ＯMとの比（ＯF/ＯM）に係数Ｋを乗算することで脈圧ΔＰを算定する。面積ＯMは、血液量指標ＭA1を解析期間Ｔについて積算した血液量積算値ＳMに相当し、面積ＯFは、血流量指標ＦA1を解析期間Ｔについて積算した血流量積算値ＳFに相当する。 The pulse pressure calculator 53 of Modification 3 has a configuration in which the amplitude calculator 531 and the resistance calculator 533 are eliminated. The processing unit 535 of Modification 3 calculates the pulse pressure ΔP from the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 calculated by the index calculating unit 51A1. The pulse pressure ΔP is calculated according to a blood volume integrated value SM obtained by integrating the blood volume index MA1 over the analysis period T and a blood flow volume integrated value SF obtained by integrating the blood flow volume index FA1 over the analysis period T. In Modified Example 3, the processing unit 535 calculates the area OM as the integrated blood volume value SM, and calculates the area OF as the integrated blood volume value SF. That is, in Modification 3, the processing Sa13 for calculating the amplitude index and the processing Sa14 for calculating the resistance index in FIG. 17 are omitted. Specifically, the processing unit 535 calculates the area OM and the area OF, and multiplies the ratio of the area OF and the area OM (OF/OM) by a coefficient K to calculate the pulse pressure ΔP. The area OM corresponds to the blood volume integrated value SM obtained by integrating the blood volume index MA1 over the analysis period T, and the area OF corresponds to the blood flow volume integrated value SF obtained by integrating the blood flow volume index FA1 over the analysis period T.

変形例３においても、第１実施形態と同様に、脈圧ΔＰの算定にあたり、原理的にカフが不要である、という効果が実現される。したがって、被験者の身体的な負荷を軽減しながら、脈圧ΔＰを高精度に算定することが可能である。変形例３では特に、振幅ΔＦおよび振幅ΔＭの算定と、血流量指標ＦA1および血液量指標ＭA1の正規化とが不要になるので、脈圧ΔＰを算定する処理負荷が低減される。 Similar to the first embodiment, Modification 3 also achieves the effect of eliminating the need for a cuff in principle in calculating the pulse pressure ΔP. Therefore, it is possible to calculate the pulse pressure ΔP with high accuracy while reducing the physical load on the subject. Especially in Modification 3, the calculation of the amplitude ΔF and the amplitude ΔM and the normalization of the blood flow index FA1 and the blood volume index MA1 are unnecessary, so the processing load for calculating the pulse pressure ΔP is reduced.

＜変形例４＞
図２６は、第１実施形態の変形例（変形例４）に係る脈圧ΔＰを算定するための要素に着目した構成図である。第１実施形態では、血流量積算値ＳFと血液量積算値ＳMとの比を抵抗指標として算定したのに対して、変形例４では、脈波伝播速度ＰＷＶを抵抗指標として算定する。 <Modification 4>
FIG. 26 is a configuration diagram focusing on elements for calculating the pulse pressure ΔP according to a modification (modification 4) of the first embodiment. In the first embodiment, the ratio of the blood volume integrated value SF and the blood volume integrated value SM is calculated as the resistance index, whereas in the modification 4, the pulse wave velocity PWV is calculated as the resistance index.

変形例４の検出ユニット３０Aは、第１実施形態と同様の検出装置３０A1に加えて、検出装置３０A5および検出装置３０A6を具備する。変形例１の検出装置３０A1は、第１実施形態と同様の構成および機能であり、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号ＺA1を生成する。検出装置３０A5および検出装置３０A6は、例えば検出装置３０A1と同様の光学式センサーモジュールである。検出装置３０A5は測定部位Ｈの状態を反映した検出信号ＺA5を生成し、検出装置３０A6は測定部位Ｈの状態を反映した検出信号ＺA6を生成する。 A detection unit 30A of Modification 4 includes a detection device 30A5 and a detection device 30A6 in addition to the detection device 30A1 similar to that of the first embodiment. The detection device 30A1 of Modification 1 has the same configuration and functions as those of the first embodiment, and generates a detection signal ZA1 corresponding to the state of the measurement site H. FIG. Detection device 30A5 and detection device 30A6 are, for example, optical sensor modules similar to detection device 30A1. The detection device 30A5 generates a detection signal ZA5 reflecting the state of the measurement site H, and the detection device 30A6 generates a detection signal ZA6 reflecting the state of the measurement site H. FIG.

変形例４の演算部５１Aは、第１実施形態と同様に、指標算定部５１A1を具備する。変形例４の指標算定部５１A1は、第１実施形態と同様に、検出装置３０A1が生成した検出信号ＺA1から、測定部位Ｈの血液量指標ＭA1と血流量指標ＦA1とを算定する。 A calculation unit 51A of Modification 4 includes an index calculation unit 51A1 as in the first embodiment. The index calculator 51A1 of Modification 4 calculates the blood volume index MA1 and the blood flow index FA1 of the measurement site H from the detection signal ZA1 generated by the detection device 30A1, as in the first embodiment.

変形例４の脈圧算定部５３は、第１実施形態の抵抗算定部５３３に代えてＰＷＶ算定部５３７を具備する構成である。ＰＷＶ算定部５３７は、検出装置３０A5が生成した検出信号ＺA5と検出装置３０A6が生成した検出信号ＺA6とを利用して、脈波伝播速度ＰＷＶを抵抗指標として算定する。脈圧算定部５３は、振幅算定部５３１が算定した振幅指標と、ＰＷＶ算定部５３７が算定した抵抗指標とに応じて脈圧ΔＰを算定する。 The pulse pressure calculator 53 of Modification 4 includes a PWV calculator 537 in place of the resistance calculator 533 of the first embodiment. The PWV calculator 537 uses the detection signal ZA5 generated by the detection device 30A5 and the detection signal ZA6 generated by the detection device 30A6 to calculate the pulse wave velocity PWV as a resistance index. Pulse pressure calculator 53 calculates pulse pressure ΔP according to the amplitude index calculated by amplitude calculator 531 and the resistance index calculated by PWV calculator 537 .

平均血圧Ｐaveを算定するための要素（検出ユニット３０B，演算部５１Bおよび平均血圧算定部５５）は、図１５で例示した構成に限定されない。 The elements for calculating the average blood pressure Pave (detection unit 30B, calculator 51B, and average blood pressure calculator 55) are not limited to the configuration illustrated in FIG.

＜変形例５＞
血管径の脈動に連動して血液の吸光度Ａｂｓは変動する。すなわち、吸光度Ａｂｓは、血管径に相関する。具体的には、吸光度Ａｂｓと血管径ｄとの関係は、以下の数式(14)で表現される。数式(14)の記号εは、モル吸光係数であり、記号ｃは、赤血球濃度である。以上の理由から、変形例５では、図１５の指標算定部５１B1が算定する血管径指標として、生体の吸光度Ａｂｓに関する指標（以下「吸光度指標」という）Ｊを例示する。

Figure 0007124460000016
<Modification 5>
The blood absorbance Abs fluctuates in conjunction with the pulsation of the blood vessel diameter. That is, absorbance Abs correlates with blood vessel diameter. Specifically, the relationship between the absorbance Abs and the blood vessel diameter d is expressed by Equation (14) below. The symbol ε in Equation (14) is the molar extinction coefficient, and the symbol c is the red blood cell concentration. For the reasons described above, in Modification 5, an index related to the absorbance Abs of the living body (hereinafter referred to as "absorbance index") J is exemplified as the blood vessel diameter index calculated by the index calculator 51B1 of FIG.
Figure 0007124460000016

変形例５の指標算定部５１B1は、検出装置３０B1が生成した検出信号ＺB1から、吸光度指標Ｊと第１実施形態と同様の血流量指標ＦB1とを算定する。吸光度Ａｂｓは、以下の式(15)により表現される。数式(15)の記号Ｉは、検出信号ＺB1の信号成分の強度であり、記号Ｉ0は、測定部位に入射する光の強度（発光部Ｅからの出射光の強度）である。数式(14)および数式(15)から、以下の式(16)が導出される。

Figure 0007124460000017
Figure 0007124460000018
 The index calculator 51B1 of Modification 5 calculates the absorbance index J and the blood flow index FB1 similar to the first embodiment from the detection signal ZB1 generated by the detection device 30B1. Absorbance Abs is expressed by the following equation (15). The symbol I in Equation (15) is the intensity of the signal component of the detection signal ZB1, and the symbol I0 is the intensity of the light incident on the measurement site (the intensity of the light emitted from the light emitting section E). The following equation (16) is derived from equations (14) and (15).
Figure 0007124460000017
Figure 0007124460000018

モル吸光係数εおよび赤血球濃度ｃは、所定値に設定することが可能である。すなわち、強度Ｉ0と強度Ｉとの比の常用対数（log(Ｉ/Ｉ0)）を算出することで、血管径ｄを算定することが可能である。そこで、変形例５の指標算定部５１B1は、強度Ｉ0と強度Ｉとの比の常用対数（log(Ｉ/Ｉ0)）を吸光度指標Ｊとして算定する。強度Ｉ0は、所定値に設定され、強度Ｉは、生体（測定部位Ｈ）から受光した光の受光レベルを示す光電容積脈波から算定される。すなわち、吸光度指標Ｊは、光電容積脈波から算定される。光電容積脈波は、検出装置３０B1が生成した検出信号ＺB1から生成される。例えば、検出装置３０B1が出力する検出信号ＺB1の高域成分を抑圧するフィルター処理と、フィルター処理後の信号を増幅する増幅処理とにより、光電容積脈波が生成される。血流量指標ＦB1は、第１実施形態と同様の方法により算定される。 The molar extinction coefficient ε and red blood cell concentration c can be set to predetermined values. That is, by calculating the common logarithm (log(I/I0)) of the ratio between the intensity I0 and the intensity I, it is possible to calculate the vessel diameter d. Therefore, the index calculator 51B1 of Modification 5 calculates the common logarithm (log(I/I0)) of the ratio between the intensity I0 and the intensity I as the absorbance index J. The intensity I0 is set to a predetermined value, and the intensity I is calculated from the photoelectric plethysmogram indicating the light reception level of the light received from the living body (measurement site H). That is, the absorbance index J is calculated from the photoelectric volume pulse wave. A photoelectric plethysmogram is generated from the detection signal ZB1 generated by the detection device 30B1. For example, a photoelectric volume pulse wave is generated by a filtering process for suppressing high-frequency components of the detection signal ZB1 output from the detection device 30B1 and an amplification process for amplifying the filtered signal. The blood flow index FB1 is calculated by the same method as in the first embodiment.

変形例５の平均血圧算定部５５は、指標算定部５１B1が算定した吸光度指標Ｊと血流量指標ＦB1とから平均血圧Ｐaveを算定する。具体的には、平均血圧算定部５５は、吸光度指標Ｊを解析期間Ｔについて平均した平均値Ｊaveと、血流量指標Ｆを解析期間Ｔについて平均した平均値Ｆaveとに応じて平均血圧Ｐaveを算定する。上述の通り、吸光度指標Ｊは血管径ｄ2に相関し、血流量指標Ｆは、血流量Ｑ2に相当する。以上の関係を考慮すると、上述の数式(11)および数式(16)から、以下の数式(17)が導出される。平均血圧算定部５５は、数式(17)の演算により平均血圧Ｐaveを算定する。記号Ｋは、血液密度ρおよび細動脈の長さＬ2等に応じて予め定められた係数である。係数Ｋは、モル吸光係数ε、赤血球濃度ｃ、血液密度ρおよび細動脈の長さＬ2等に応じて予め定められた係数である。数式(17)から理解される通り、変形例５の平均血圧Ｐaveは、Ｆave／Ｊave4に応じて算定される。なお、係数Ｋは、例えばカフ等を利用して実測した実測値と、数式(17)におけるＦave／Ｊave4の演算値とから設定される（例えばＫ＝実測値／演算値）。

Figure 0007124460000019
The average blood pressure calculator 55 of Modification 5 calculates the average blood pressure Pave from the absorbance index J calculated by the index calculator 51B1 and the blood flow index FB1. Specifically, the average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave according to the average value Jave of the absorbance index J averaged over the analysis period T and the average value Fave of the blood flow index F averaged over the analysis period T. do. As described above, the absorbance index J correlates with the blood vessel diameter d2, and the blood flow index F corresponds to the blood flow Q2. Considering the above relationship, the following equation (17) is derived from the above equations (11) and (16). The average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave by the calculation of Equation (17). The symbol K is a coefficient predetermined according to the blood density ρ, arteriole length L2, and the like. The coefficient K is a predetermined coefficient according to the molar extinction coefficient ε, the red blood cell concentration c, the blood density ρ, the arteriole length L2, and the like. The average blood pressure Pave in Modification 5 is calculated according to Fave/ Jave4 , as understood from Equation (17). Note that the coefficient K is set from an actual measurement using a cuff or the like and a calculated value of Fave/Jave 4 in Equation (17) (for example, K=actual value/calculated value).
Figure 0007124460000019

変形例５における平均血圧Ｐaveを算定する処理Ｓa2の内容は、図１９に例示した第１実施形態と同様である。ただし、図１９のステップＳa21において、指標算定部５１B1は、血液量指標ＭB1に代えて吸光度指標Ｊを算定する。また、図２０のステップＳa231において、平均血圧算定部５５は、血液量指標ＭB1の平均値Ｍaveに代えて吸光度指標Ｊの平均値Ｊaveを算定する。 The contents of the process Sa2 for calculating the average blood pressure Pave in the modification 5 are the same as in the first embodiment illustrated in FIG. However, in step Sa21 of FIG. 19, the index calculator 51B1 calculates the absorbance index J instead of the blood volume index MB1. Further, in step Sa231 of FIG. 20, the average blood pressure calculator 55 calculates the average value Jave of the absorbance index J instead of the average value Mave of the blood volume index MB1.

変形例５においても第１実施形態と同様の効果が実現される。変形例５では特に、生体から受光した光の受光レベルを示す光電容積脈波から算定された吸光度指標Ｊが血管径指標として利用されるので、強度スペクトルから算定される血液量指標Ｍを血管径指標として使用する第１実施形態の構成と比較して、血管径指標を算定する処理負荷が軽減される。 The same effects as those of the first embodiment are also achieved in the fifth modification. Especially in Modification 5, the absorbance index J calculated from the photoelectric plethysmogram indicating the light reception level of the light received from the living body is used as the blood vessel diameter index. The processing load for calculating the blood vessel diameter index is reduced compared to the configuration of the first embodiment that uses it as an index.

＜変形例６＞
変形例６は、変形例５と同様に、吸光度指標Ｊと血流量指標ＦB1とに応じて平均血圧Ｐaveを算定する。ただし、変形例５では吸光度指標Ｊの算定と血流量指標ＦB1の算定とに、共通の受光部Ｒが生成した検出信号ＺB1を利用したが、変形例６では、吸光度指標Ｊの算定と血流量指標ＦB1の算定とに、別個の受光部Ｒが生成した検出信号Ｚを利用する。 <Modification 6>
Similar to Modification 5, Modification 6 calculates the average blood pressure Pave according to the absorbance index J and the blood flow index FB1. However, in modification 5, the detection signal ZB1 generated by the common light receiving unit R is used for calculation of the absorbance index J and blood flow index FB1, but in modification 6, the calculation of the absorbance index J and the blood flow The detection signal Z generated by the separate receiver R is used for the calculation of the index FB1.

図２７は、変形例６に係る平均血圧Ｐaveを算定するための要素に着目した構成図である。変形例６における検出装置３０B1は、発光部Ｅと２つの受光部Ｒ（Ｒ1およびＲ2）とを具備する。発光部Ｅは、第１実施形態と同様に、狭帯域でコヒーレントなレーザー光を測定部位Ｈ（生体）に照射する。各受光部Ｒは、変形例５と同様に、レーザー光が測定部位Ｈの内部で反射した光を受光する。発光部Ｅからの距離が相異なる位置に各受光部Ｒは設置される。各受光部Ｒが検出装置３０B1において設置される位置についての詳細は後述する。具体的には、受光部Ｒ1は、測定部位Ｈ内を通過した光の受光レベルに応じた検出信号ＺB11を生成し、受光部Ｒ2は、測定部位Ｈ内を通過した光の受光レベルに応じた検出信号ＺB12を生成する。検出信号ＺB11は、血流量指標ＦB1の算定に利用される。他方、検出信号ＺB12は、吸光度指標Ｊの算定に利用される。 FIG. 27 is a configuration diagram focusing on elements for calculating the average blood pressure Pave according to Modification 6. As shown in FIG. A detection device 30B1 in Modification 6 includes a light emitter E and two light receivers R (R1 and R2). As in the first embodiment, the light emitting unit E irradiates the measurement site H (living body) with narrow-band coherent laser light. Each light-receiving part R receives the light reflected inside the measurement site H from the laser light, as in the fifth modification. Each light-receiving part R is installed at a position different in distance from the light-emitting part E. FIG. The details of the position where each light receiving unit R is installed in the detection device 30B1 will be described later. Specifically, the light receiving section R1 generates a detection signal ZB11 corresponding to the light receiving level of the light passing through the measurement site H, and the light receiving section R2 generates a detection signal ZB11 corresponding to the light receiving level of the light passing through the measurement site H. A detection signal ZB12 is generated. The detection signal ZB11 is used for calculating the blood flow index FB1. On the other hand, the detection signal ZB12 is used for calculating the absorbance index J.

変形例６における演算部５１Bの指標算定部５１B1は、受光部Ｒ1が生成した検出信号ＺB11から血流量指標ＦB1を算定し、受光部Ｒ2が生成した検出信号ＺB12から吸光度指標Ｊを算定する。血流量指標ＦB1および吸光度指標Ｊは、変形例５と同様の方法で算定される。変形例６の平均血圧算定部５５は、変形例５と同様に、指標算定部５１B1が算定した吸光度指標Ｊと血流量指標ＦB1とから平均血圧Ｐaveを算定する。 The index calculation unit 51B1 of the calculation unit 51B in Modification 6 calculates the blood flow index FB1 from the detection signal ZB11 generated by the light receiving unit R1, and calculates the absorbance index J from the detection signal ZB12 generated by the light receiving unit R2. The blood flow index FB1 and the absorbance index J are calculated in the same manner as in the fifth modification. The average blood pressure calculator 55 of the sixth modification calculates the average blood pressure Pave from the absorbance index J and the blood flow index FB1 calculated by the index calculator 51B1, as in the fifth modification.

以下、各受光部Ｒが検出装置３０B1において設置される位置について説明する。ここで、検出信号ＺB1のうち血流量指標ＦB1の算定に利用される周波数帯域（数式(6b)の周波数ｆL～ｆH）と、吸光度指標Ｊの算定に利用される周波数帯域とは相違する。血流量指標ＦB1の算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB11が得られる発光部Ｅ-受光部Ｒ1間の距離（例えば発光部Ｅと受光部Ｒ1との中心間の距離）と、吸光度指標Ｊの算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB12が得られる発光部Ｅ-受光部Ｒ2間の距離（例えば発光部Ｅと受光部Ｒ2との中心間の距離）とは相違する。 The position where each light receiving part R is installed in the detection device 30B1 will be described below. Here, the frequency band used for calculating the blood flow index FB1 in the detection signal ZB1 (frequency fL to fH in Equation (6b)) and the frequency band used for calculating the absorbance index J are different. a distance between the light emitting unit E and the light receiving unit R1 (for example, the center-to-center distance between the light emitting unit E and the light receiving unit R1) at which a detection signal ZB11 having a high SN ratio is obtained in a frequency band suitable for calculating the blood flow index FB1; It is different from the distance between the light-emitting portion E and the light-receiving portion R2 (for example, the distance between the centers of the light-emitting portion E and the light-receiving portion R2) at which a detection signal ZB12 having a high SN ratio is obtained in a frequency band suitable for calculating the absorbance index J. do.

図２８は、検出信号ＺB11のうち血流量指標ＦB1の算定に利用される周波数帯域におけるＳＮ比の良否と、検出信号ＺB12のうち吸光度指標Ｊの算定に利用される周波数帯域におけるＳＮ比の良否とを、発光部Ｅと受光部Ｒとの距離を変化させた複数の場合について示す表である。図２８から把握される通り、検出信号ＺB11のうち血流量指標ＦB1の算定に利用される周波数帯域のＳＮ比は、発光部Ｅと受光部Ｒ1との距離が０．５ｍｍ以上２ｍｍ以下の場合に高い値を示す。一方で、検出信号ＺB12のうち吸光度指標Ｊの算定に利用される周波数帯域のＳＮ比は、発光部Ｅと受光部Ｒ2との距離が３ｍｍ以上５ｍｍ以下の場合に高い値を示すという知見が得られた。 FIG. 28 shows the quality of the SN ratio in the frequency band used for calculating the blood flow index FB1 of the detection signal ZB11 and the quality of the SN ratio in the frequency band used for calculating the absorbance index J of the detection signal ZB12. is a table showing a plurality of cases in which the distance between the light-emitting portion E and the light-receiving portion R is changed. As can be seen from FIG. 28, the SN ratio of the frequency band used for calculating the blood flow index FB1 in the detection signal ZB11 is High value. On the other hand, it has been found that the SN ratio of the frequency band used for calculating the absorbance index J in the detection signal ZB12 exhibits a high value when the distance between the light emitting portion E and the light receiving portion R2 is 3 mm or more and 5 mm or less. was taken.

以上の知見を踏まえて、変形例６では、受光部Ｒ1と受光部Ｒ2とについて、発光部Ｅとの距離が個別に設定される。例えば、受光部Ｒ1と発光部Ｅとの距離は、血流量指標ＦB1の算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB11が得られる距離に設定され、受光部Ｒ2と発光部Ｅとの距離は、吸光度指標Ｊの算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB12が得られる距離に設定される。具体的には、図２８に示された結果を踏まえて、発光部Ｅと受光部Ｒ1との間の距離は０．５ｍｍ以上かつ２ｍｍ以下に設定され、発光部Ｅと受光部Ｒ2との間の距離は３ｍｍ以上かつ５ｍｍ以下（好適には４ｍｍ）に設定される。 Based on the above findings, in Modification 6, the distances from the light-emitting portion E are individually set for the light-receiving portion R1 and the light-receiving portion R2. For example, the distance between the light receiving portion R1 and the light emitting portion E is set to a distance at which a detection signal ZB11 having a high SN ratio can be obtained in a frequency band suitable for calculating the blood flow index FB1. The distance is set such that a detection signal ZB12 with a high SN ratio can be obtained in a frequency band suitable for calculation of the absorbance index J. FIG. Specifically, based on the results shown in FIG. 28, the distance between the light-emitting portion E and the light-receiving portion R1 is set to 0.5 mm or more and 2 mm or less, and the distance between the light-emitting portion E and the light-receiving portion R2 is set to is set to 3 mm or more and 5 mm or less (preferably 4 mm).

変形例６においても変形例５と同様の効果が得られる。変形例６では特に、血流量指標ＦB1の算定のための受光部Ｒ1と吸光度指標Ｊの算定のための受光部Ｒ2とが個別であるから、血流量指標ＦB1の算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB11と、吸光度指標Ｊの算定に好適な周波数帯域においてＳＮ比が高い検出信号ＺB12の生成が可能になる。したがって、吸光度指標Ｊの算定と血流量指標ＦB1の算定とに共通の受光部Ｒを利用する構成と比較して、高精度に平均血圧Ｐaveを算定することができる。 In the sixth modification, the same effect as in the fifth modification can be obtained. Especially in Modification 6, since the light receiving portion R1 for calculating the blood flow index FB1 and the light receiving portion R2 for calculating the absorbance index J are separate, SN A detection signal ZB11 with a high ratio and a detection signal ZB12 with a high SN ratio in a frequency band suitable for calculating the absorbance index J can be generated. Therefore, the average blood pressure Pave can be calculated with high accuracy compared to the configuration in which the light-receiving unit R is used in common for the calculation of the absorbance index J and the calculation of the blood flow index FB1.

＜変形例７＞
第１実施形態では、検出装置３０A1および検出装置３０B1において、共通の受光部Ｒが生成した検出信号Ｚを血液量指標Ｍの算定と血流量指標Ｆの算定とに利用したが、別個の受光部が生成する検出信号Ｚを血管径指標の算定と血流量指標Ｆの算定とに利用することも可能である。具体的には、各検出装置（３０A1，３０B1）が発光部Ｅと２個の受光部Ｒ（Ｒ1およびＲ2）とを具備し、受光部Ｒ1が生成した検出信号Ｚの強度スペクトルを血液量指標Ｍの算定に利用し、受光部Ｒ2が生成した検出信号Ｚの強度スペクトルを血流量指標Ｆの算定に利用する。ただし、共通の受光部Ｒが生成した検出信号Ｚを血液量指標Ｍの算定と血流量指標Ｆの算定とに利用する第１実施形態の構成によれば、血液量指標Ｍの算定と血流量指標Ｆの算定とに共通の強度スペクトルを利用できる。 <Modification 7>
In the first embodiment, in the detection device 30A1 and the detection device 30B1, the detection signal Z generated by the common light receiving unit R is used for calculating the blood volume index M and the blood flow index F, but separate light receiving units It is also possible to use the detection signal Z generated by to calculate the blood vessel diameter index and the blood flow index F. Specifically, each detection device (30A1, 30B1) has a light-emitting portion E and two light-receiving portions R (R1 and R2), and the intensity spectrum of the detection signal Z generated by the light-receiving portion R1 is used as a blood volume index. M is calculated, and the intensity spectrum of the detection signal Z generated by the light receiving portion R2 is used to calculate the blood flow index F. However, according to the configuration of the first embodiment in which the detection signal Z generated by the common light receiving unit R is used for the calculation of the blood volume index M and the calculation of the blood flow index F, the calculation of the blood volume index M and the blood flow A common intensity spectrum is available for calculating index F.

脈圧ΔＰの算定に関する変形例１から変形例４と、平均血圧Ｐaveの算定に関する変形例５または変形例６とについては任意に組合せが可能である。 Modifications 1 to 4 regarding calculation of pulse pressure ΔP and modification 5 or 6 regarding calculation of mean blood pressure Pave can be arbitrarily combined.

＜第２実施形態＞
本発明の第２実施形態を説明する。なお、以下に例示する各形態において作用または機能が第１実施形態と同様である要素については、第１実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。 <Second embodiment>
A second embodiment of the present invention will be described. In addition, in each embodiment illustrated below, the reference numerals used in the description of the first embodiment are used for elements having the same actions or functions as those of the first embodiment, and detailed description of each element is appropriately omitted.

図２９は、第２実施形態における生体解析装置１００の構成図である。第１実施形態では、個別の検出装置（３０A1，３０B1）が生成した検出信号Ｚ（ＺA1，ＺB1）を脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに利用したが、第２実施形態では、１つの検出装置３０C1が生成した検出信号ＺCを脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに共通に利用する。 FIG. 29 is a configuration diagram of the biological analysis device 100 in the second embodiment. In the first embodiment, the detection signals Z (ZA1, ZB1) generated by the individual detection devices (30A1, 30B1) are used to calculate the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave, but in the second embodiment, A detection signal ZC generated by one detection device 30C1 is commonly used for calculating the pulse pressure ΔP and calculating the average blood pressure Pave.

第２実施形態における生体解析装置１００は、検出ユニット３０Cと制御装置２１と記憶装置２２と表示装置２３とを具備する。検出ユニット３０Cは検出装置３０C1を具備する。検出装置３０C1は、第１実施形態における検出ユニット３０Aの検出装置３０A1と同様の構成であり、測定部位Ｈ内を通過した光の受光レベルを表す検出信号ＺCを生成する。測定部位Ｈの内部に存在する細動脈に対向する位置（例えば手首の甲側）に検出装置３０C1を設置する構成が好適である。すなわち、細動脈の状態を反映した検出信号ＺCが生成される。 A biological analysis apparatus 100 according to the second embodiment includes a detection unit 30C, a control device 21, a storage device 22, and a display device 23. FIG. The detection unit 30C comprises a detection device 30C1. The detection device 30C1 has the same configuration as the detection device 30A1 of the detection unit 30A in the first embodiment, and generates a detection signal ZC representing the received light level of the light that has passed through the measurement site H. FIG. A configuration in which the detection device 30C1 is installed at a position facing the arterioles existing inside the measurement site H (for example, on the back side of the wrist) is preferable. That is, a detection signal ZC reflecting the state of arterioles is generated.

第２実施形態の制御装置２１は、指標算定部５１Cと脈圧算定部５３と平均血圧算定部５５と血圧算定部５７とを具備する。指標算定部５１Cは、検出装置３０C1が生成した検出信号ＺCから血液量指標ＭCと血流量指標ＦCとを算定する。血液量指標ＭCは第１実施形態の血液量指標ＭA1と同様に算定され、血流量指標ＦCは第１実施形態の血流量指標ＦA1と同様に算定される。第２実施形態の脈圧算定部５３は、第１実施形態と同様の方法で、血液量指標ＭCおよび血流量指標ＦCから脈圧ΔＰを算定する。第２実施形態の平均血圧算定部５５は、第１実施形態と同様の方法で、血液量指標ＭCおよび血流量指標ＦCから平均血圧Ｐaveを算定する。第２実施形態の血圧算定部５７は、第１実施形態と同様に、脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとに応じて、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する。 The control device 21 of the second embodiment includes an index calculator 51C, a pulse pressure calculator 53, an average blood pressure calculator 55, and a blood pressure calculator 57. FIG. The index calculator 51C calculates the blood volume index MC and the blood flow index FC from the detection signal ZC generated by the detection device 30C1. The blood volume index MC is calculated in the same manner as the blood volume index MA1 of the first embodiment, and the blood flow index FC is calculated in the same manner as the blood flow index FA1 of the first embodiment. The pulse pressure calculator 53 of the second embodiment calculates the pulse pressure ΔP from the blood volume index MC and the blood flow index FC by the same method as in the first embodiment. The average blood pressure calculator 55 of the second embodiment calculates the average blood pressure Pave from the blood volume index MC and the blood flow index FC by the same method as in the first embodiment. The blood pressure calculator 57 of the second embodiment calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin according to the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave, as in the first embodiment.

第２実施形態においても、第１実施形態と同様の効果が実現される。第２実施形態では特に、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに共通の検出装置３０C1が生成した検出信号ＺCが利用されるので、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに別個の検出装置が生成した検出信号Ｚを利用する構成と比較して、生体解析装置１００の小型化が可能である。ただし、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに別個の検出装置（３０A1，３０B1）が生成した検出信号Ｚ（ＺA1，ＺB1）をそれぞれ利用する第１実施形態の構成によれば、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに適した部位の状態を反映した検出信号Ｚを生成できる。 Also in the second embodiment, effects similar to those of the first embodiment are realized. Especially in the second embodiment, the detection signal ZC generated by the detection device 30C1 is used in common for calculating the pulse pressure ΔP and calculating the average blood pressure Pave. Compared to a configuration that uses the detection signal Z generated by a separate detection device, the biological analysis device 100 can be made smaller. However, according to the configuration of the first embodiment in which the detection signals Z (ZA1, ZB1) generated by the separate detection devices (30A1, 30B1) are used for calculating the pulse pressure ΔP and calculating the average blood pressure Pave, respectively, the pulse pressure It is possible to generate a detection signal Z that reflects the state of the part suitable for calculating the pressure ΔP and calculating the average blood pressure Pave.

また、第２実施形態では、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定と共通の指標算定部５１Cが算定した血液量指標ＭCおよび血流量指標ＦCが利用されるので、脈圧ΔＰの算定と平均血圧Ｐaveの算定とに別個の指標算定部５１Aが算定した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを使用する構成と比較して、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定するための処理負荷が軽減される。 In addition, in the second embodiment, the blood volume index MC and the blood flow index FC calculated by the index calculator 51C, which are common to the calculation of the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave, are used. The processing load for calculating the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin compared to the configuration in which the blood volume index M and the blood flow index F calculated by the separate index calculator 51A are used to calculate the average blood pressure Pave. is reduced.

なお、第２実施形態の生体解析装置１００において、図２６で例示した脈波伝播速度ＰＷＶを算定するための要素（検出装置３０A5，検出装置３０A6，ＰＷＶ算定部５３７）を、抵抗指標を算定するための要素（抵抗算定部５３３）に置換してもよい。 In addition, in the biological analysis apparatus 100 of the second embodiment, the elements for calculating the pulse wave velocity PWV illustrated in FIG. It may be replaced with an element for (resistance calculation unit 533).

検出装置３０C1が生成した検出信号ＺCを脈圧Δおよび平均血圧Ｐaveの算定に共通に利用する第２実施形態では、細動脈に近い位置に検出装置３０C1を設置することで、脈圧ΔＰおよび平均血圧Ｐaveの算定に好適な検出信号ＺCを生成することができる。手首を測定部位Ｈとする場合には、例えば検出装置３０C1を手首の甲側の表面に設置する。上腕を測定部位Ｈとする場合には、例えば検出装置３０C1を上腕における胴体とは反対側の表面に設置する。 In the second embodiment in which the detection signal ZC generated by the detection device 30C1 is commonly used to calculate the pulse pressure Δ and the average blood pressure Pave, the pulse pressure ΔP and the average A detection signal ZC suitable for calculating blood pressure Pave can be generated. If the wrist is the measurement site H, for example, the detection device 30C1 is installed on the surface of the back of the wrist. When the measurement site H is the upper arm, for example, the detection device 30C1 is installed on the surface of the upper arm opposite to the body.

＜第３実施形態＞
図３０は、第３実施形態における生体解析装置１００の構成図である。第３実施形態の生体解析装置１００は、第１実施形態の生体解析装置１００に指標算定部５１Dを追加した構成である。検出ユニット３０A（検出装置３０A1）および演算部５１A（指標算定部５１A1）と、検出ユニット３０B（検出装置３０B1）および演算部５１B（指標算定部５１B1）とは、第１実施形態と同様の構成および機能である。例えば、検出ユニット３０Aは手首の掌側に設置され、検出ユニット３０Bは手首の甲側に設置される。 <Third Embodiment>
FIG. 30 is a configuration diagram of the biological analysis device 100 in the third embodiment. The bioanalytical device 100 of the third embodiment has a configuration obtained by adding an index calculator 51D to the bioanalytical device 100 of the first embodiment. The detection unit 30A (detection device 30A1), the calculation unit 51A (index calculation unit 51A1), and the detection unit 30B (detection device 30B1) and the calculation unit 51B (index calculation unit 51B1) have the same configurations and It is a function. For example, the detection unit 30A is installed on the palm side of the wrist, and the detection unit 30B is installed on the back side of the wrist.

指標算定部５１Dは、演算部５１Aが算定した各指標と、演算部５１Bが生成した各指標とを加算または平均する。具体的には、指標算定部５１Dは、演算部５１Aが算定した血液量指標ＭAと演算部５１Bが算定した血液量指標ＭBとを加算した加算値Ｍaddを算定する。また、指標算定部５１Dは、演算部５１Aが算定した血流量指標ＦAと演算部５１Bが算定した血流量指標ＦBとを加算した加算値Ｆaddを算定する。なお、血液量指標ＭAと血液量指標ＭBとを平均した平均値と、血流量指標ＦAと血流量指標ＦBとを平均した平均値を指標算定部５１Dが算定してもよい。 The index calculator 51D adds or averages each index calculated by the calculator 51A and each index generated by the calculator 51B. Specifically, the index calculation unit 51D calculates the added value Madd by adding the blood volume index MA calculated by the calculation unit 51A and the blood content index MB calculated by the calculation unit 51B. Further, the index calculator 51D calculates an added value Fadd by adding the blood flow index FA calculated by the calculator 51A and the blood flow index FB calculated by the calculator 51B. The index calculator 51D may calculate an average value obtained by averaging the blood volume index MA and the blood volume index MB, and an average value obtained by averaging the blood flow index FA and the blood flow index FB.

第３実施形態の脈圧算定部５３は、指標算定部５１Dが算定した加算値Ｍaddおよび加算値Ｆaddを利用して、第１実施形態と同様の方法で、脈圧ΔＰを算定する。具体的には、脈圧算定部５３は、加算値Ｍaddの時間変化と加算値Ｆaddの時間変化とから振幅指標および抵抗指標とを算定し、当該振幅指標および抵抗指標とから脈圧ΔＰを算定する。第３実施形態の平均血圧算定部５５は、指標算定部５１Dが算定した加算値Ｍaddおよび加算値Ｆaddを利用して、第１実施形態と同様の方法で、平均血圧Ｐaveを算定する。具体的には、平均血圧算定部５５は、Ｆadd／Ｍadd４/３に応じて平均血圧Ｐaveを算定する。血圧算定部５７は、第１実施形態と同様に、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する。 The pulse pressure calculating section 53 of the third embodiment calculates the pulse pressure ΔP using the added value Madd and the added value Fadd calculated by the index calculating section 51D in the same manner as in the first embodiment. Specifically, the pulse pressure calculator 53 calculates an amplitude index and a resistance index from the time change of the addition value Madd and the time change of the addition value Fadd, and calculates the pulse pressure ΔP from the amplitude index and the resistance index. do. The average blood pressure calculator 55 of the third embodiment calculates the average blood pressure Pave in the same manner as in the first embodiment, using the added value Madd and the added value Fadd calculated by the index calculator 51D. Specifically, the average blood pressure calculator 55 calculates the average blood pressure Pave according to Fadd/Madd 4/3 . The blood pressure calculator 57 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin as in the first embodiment.

図３１は、複数の解析期間Ｔにわたる振幅ΔＦの平均値の変動係数と、複数の解析期間Ｔにわたる血流量指標Ｆの平均値の変動係数とを示すグラフである。図３１においては、１つの検出装置（手首の掌側に設置された検出装置および手首の甲側に設置された検出装置）で生成した検出信号Ｚから血流量指標Ｆを算定した場合と、２つの検出装置で生成した検出信号からそれぞれ算定した血流量指標Ｆを加算した場合が図示されている。変動係数とは、複数の数値のバラツキの度合を示す指標であり、具体的には、複数回の計測値から算出した標準偏差σと複数回の計測値を平均した平均値ｘとの比（σ/ｘ）である。変動係数が小さいほど、血流量指標Ｆおよび振幅ΔＦのバラツキが小さい。図３１から把握される通り、振幅ΔＦおよび血流量指標Ｆの双方において、２つの検出信号から算定した血流量指標Ｆの加算値Ｆaddの変動係数が、１点の検出信号から算定した血流量指標Ｆの変動係数よりも小さい。したがって、２つの検出装置３０A1，３０B1を利用して算定された各指標を加算した加算値から収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する第３実施形態によれば、１つの検出装置が生成した検出装置を利用して各指標を算定する構成（例えば第１実施形態）と比較して、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminをさらに高精度に算定することができる。 31 is a graph showing the coefficient of variation of the average value of the amplitude ΔF over a plurality of analysis periods T and the coefficient of variation of the average value of the blood flow index F over a plurality of analysis periods T. FIG. In FIG. 31, the case where the blood flow index F is calculated from the detection signal Z generated by one detection device (the detection device installed on the palm side of the wrist and the detection device installed on the back side of the wrist); The figure shows a case in which the blood flow index F calculated from the detection signals generated by the two detection devices is added. The coefficient of variation is an index that indicates the degree of variation in a plurality of numerical values. σ/x). The smaller the coefficient of variation, the smaller the variation in the blood flow index F and the amplitude ΔF. As can be seen from FIG. 31, for both the amplitude ΔF and the blood flow index F, the coefficient of variation of the added value Fadd of the blood flow index F calculated from the two detection signals is the same as the blood flow index calculated from the single detection signal. smaller than the coefficient of variation of F. Therefore, according to the third embodiment in which the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin are calculated from the sum of the indices calculated using the two detection devices 30A1 and 30B1, one detection device generates Systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin can be calculated with higher accuracy than in the configuration (for example, the first embodiment) in which each index is calculated using the detection device described above.

＜第４実施形態＞
図３２は、第４実施形態における生体解析装置１００の使用例を示す模式図である。図３２に例示される通り、生体解析装置１００は、相互に別体で構成された検出ユニット７１と表示ユニット７２とを具備する。検出ユニット７１は、第１実施形態で例示した検出ユニット３０（３０A，３０B）を具備する。図３２には、被験者の上腕に装着される形態の検出ユニット７１が例示されている。図３３に例示される通り、被験者の手首に装着される形態の検出ユニット７１も好適である。 <Fourth Embodiment>
FIG. 32 is a schematic diagram showing a usage example of the biological analysis device 100 in the fourth embodiment. As illustrated in FIG. 32, the bioanalytical apparatus 100 includes a detection unit 71 and a display unit 72 which are configured separately from each other. The detection unit 71 includes the detection unit 30 (30A, 30B) illustrated in the first embodiment. FIG. 32 illustrates a detection unit 71 that is worn on the upper arm of the subject. A detection unit 71 that is worn on the subject's wrist, as illustrated in FIG. 33, is also suitable.

表示ユニット７２は、前述の各形態で例示した表示装置２３を具備する。例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末が表示ユニット７２の好適例である。ただし、表示ユニット７２の具体的な形態は任意である。例えば、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末、または、生体解析装置１００の専用の情報端末を表示ユニット７２として利用してもよい。 The display unit 72 includes the display device 23 exemplified in each of the above embodiments. For example, an information terminal such as a mobile phone or a smart phone is a suitable example of the display unit 72 . However, the specific form of the display unit 72 is arbitrary. For example, a wristwatch-type information terminal that can be carried by the subject or a dedicated information terminal for the biological analysis apparatus 100 may be used as the display unit 72 .

検出信号Ｚから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定するための要素（以下「演算処理部」という）は、例えば表示ユニット７２に搭載される。演算処理部は、図３に例示された要素（演算部５１A，演算部５１B，脈圧算定部５３，平均血圧算定部５５，血圧算定部５７）を包含する。検出ユニット７１の検出ユニット３０が生成した検出信号Ｚ（ＺA，ＺB）が有線または無線で表示ユニット７２に送信される。表示ユニット７２の演算処理部は、検出信号ＺAおよび検出信号ＺBから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定して表示装置２３に表示する。 An element for calculating the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the detection signal Z (hereinafter referred to as "arithmetic processor") is mounted on the display unit 72, for example. The calculation processing section includes the elements illustrated in FIG. 3 (calculation section 51A, calculation section 51B, pulse pressure calculation section 53, mean blood pressure calculation section 55, blood pressure calculation section 57). A detection signal Z (ZA, ZB) generated by the detection unit 30 of the detection unit 71 is transmitted to the display unit 72 by wire or wirelessly. The arithmetic processing section of the display unit 72 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the detection signal ZA and the detection signal ZB, and displays them on the display device 23. FIG.

なお、演算処理部を検出ユニット７１に搭載してもよい。演算処理部は、検出ユニット３０が生成した検出信号ＺAおよび検出信号ＺBから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定し、当該収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示するためのデータを表示ユニット７２に有線または無線で送信する。表示ユニット７２の表示装置２３は、検出ユニット７１から受信したデータが示す収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示する。なお、第４実施形態は、第２実施形態および第３実施形態にも適用し得る。 Note that the arithmetic processing section may be mounted on the detection unit 71 . The arithmetic processing unit calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the detection signal ZA and the detection signal ZB generated by the detection unit 30, and displays data for displaying the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin. Wired or wirelessly transmitted to unit 72 . The display device 23 of the display unit 72 displays the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin indicated by the data received from the detection unit 71 . In addition, 4th Embodiment is applicable also to 2nd Embodiment and 3rd Embodiment.

＜第５実施形態＞
図３４は、血液量指標Ｍの実測値と、血流量指標Ｆの実測値および平均血圧Ｐaveの実測値から算定された血管径ｄ2の三乗（ｄ2３）との関係を示すグラフである。血液量指標Ｍの実測値と血流量指標Ｆの実測値とは、例えばレーザードップラー血流計を利用して測定される。平均血圧Ｐaveは、カフ等を利用して測定される。なお、図３４には、複数の被験者について測定された結果が図示されている。上述した通り、血管径ｄ2は、血液量指標Ｍの三乗根（Ｍ１/３）に相当するから、数式(12)から以下の数式(18)が導出される。ｄ2３は、数式(18)を利用して算出される。

Figure 0007124460000020
<Fifth Embodiment>
FIG. 34 is a graph showing the relationship between the measured value of the blood volume index M and the cube of the blood vessel diameter d2 (d2 3 ) calculated from the measured value of the blood flow index F and the measured value of the mean blood pressure Pave. The measured value of the blood volume index M and the measured value of the blood flow index F are measured using, for example, a laser Doppler blood flow meter. The average blood pressure Pave is measured using a cuff or the like. It should be noted that FIG. 34 shows the results measured for a plurality of subjects. As described above, the blood vessel diameter d2 corresponds to the cube root (M 1/3 ) of the blood volume index M, so the following equation (18) is derived from equation (12). d2 3 is calculated using equation (18).
Figure 0007124460000020

図３４から把握される通り、ｄ2３と血液量指標Ｍの実測値との関係を示す回帰直線は、傾きおよび切片を有する一次関数で表現されるという知見が得られた。傾きを表す係数をａとし、切片を表す係数をｂとすると、ｄ2３は、以下の数式(19)により表現される。図３４では、係数ａが０．０８８９で、係数ｂが０．００２３の場合が例示されている。ｄ2３と血液量指標Ｍの実測値とに高い相関があり、数式(19)によりその相関が適切に近似されていることがわかる。図３４における相関係数Ｒ2は、０．９４８８である。

Figure 0007124460000021
As can be seen from FIG. 34, the knowledge was obtained that the regression line showing the relationship between d23 and the measured value of the blood volume index M is expressed by a linear function having a slope and an intercept. Let a be a coefficient representing the slope and b be a coefficient representing the intercept. FIG. 34 illustrates a case where the coefficient a is 0.0889 and the coefficient b is 0.0023. It can be seen that there is a high correlation between d2 3 and the measured value of the blood volume index M, and the correlation is appropriately approximated by Equation (19). The correlation coefficient R2 in FIG. 34 is 0.9488.
Figure 0007124460000021

血管径ｄ2の三乗が血液量指標Ｍに相当し、血流量指標Ｆが血流量Ｑ2に相当するという前提のもとに、上述の数式(11)は以下の数式(20)に変形される。なお、数式(20)の記号Ｋ'は、数式(12)の係数Ｋと同様に、血液密度ρおよび細動脈の長さＬ2等に応じて予め定められた係数である。

Figure 0007124460000022
Based on the premise that the cube of the blood vessel diameter d2 corresponds to the blood volume index M, and the blood flow index F corresponds to the blood flow Q2, the above equation (11) is transformed into the following equation (20). . Note that the symbol K' in equation (20) is a coefficient predetermined according to the blood density ρ, the arteriole length L2, etc., like the coefficient K in equation (12).
Figure 0007124460000022

図３５は、カフ等により測定された平均血圧Ｐaveの実測値と、数式(20)より算定された平均血圧Ｐaveの算出値との関係を示すグラフである。ｄ2３が切片を有さないと想定して算出した平均血圧Ｐaveの算出値と平均血圧Ｐaveの実測値との間には、負の相関が観測される場合がある。それに対して、図３５から把握される通り、数式(20)により算出された平均血圧Ｐaveの算出値と平均血圧Ｐaveの実測値との間には、正の相関が観測された。相関係数Ｒ2は、０．５８５８である。以上の知見をもとに、第５実施形態では数式(20)を利用して平均血圧Ｐaveを算定する。すなわち、Ｆａｖｅ／（a×Ｍａｖｅ＋ｂ）４/３に応じて平均血圧Ｐaveが算定される。 FIG. 35 is a graph showing the relationship between the measured average blood pressure Pave measured by a cuff or the like and the calculated average blood pressure Pave calculated by Equation (20). A negative correlation may be observed between the calculated value of the mean blood pressure Pave calculated on the assumption that d23 has no intercept and the measured value of the mean blood pressure Pave. On the other hand, as understood from FIG. 35, a positive correlation was observed between the calculated value of the average blood pressure Pave calculated by Equation (20) and the measured value of the average blood pressure Pave. The correlation coefficient R2 is 0.5858. Based on the above knowledge, in the fifth embodiment, the average blood pressure Pave is calculated using Equation (20). That is, the average blood pressure Pave is calculated according to Fave /(a* Mave +b) 4/3 .

数式(20)の係数aおよび係数ｂは、例えば複数の被験者から算出される実測値（平均血圧Ｐave，血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆ）を利用して統計的に設定される。生体解析装置１００の利用者毎に係数aおよび係数ｂを設定してもよいし、利用者間で共通の係数aおよび係数ｂを設定してもよい。係数aおよび係数ｂを利用者毎に設定する場合には、利用者毎に測定した実測値を利用した校正が係数aおよび係数ｂに対して必要になる。一方で、利用者間で共通の係数aおよび係数ｂを設定する場合には、利用者毎に校正が不要になるという利点がある。なお、係数aおよび係数ｂの何れか一方を利用者間で共通に設定し、他方を利用者毎に設定してもよい。 The coefficients a and b in Equation (20) are statistically set using, for example, measured values (mean blood pressure Pave, blood volume index M, and blood flow index F) calculated from a plurality of subjects. Coefficient a and coefficient b may be set for each user of biological analysis apparatus 100, or common coefficient a and coefficient b may be set between users. When the coefficients a and b are set for each user, the coefficients a and b need to be calibrated using actual values measured for each user. On the other hand, if the coefficients a and b are set in common among users, there is an advantage that calibration is not required for each user. One of coefficient a and coefficient b may be set commonly among users, and the other may be set for each user.

以上の説明から理解される通り、第５実施形態では、平均血圧Ｐaveの実測値に対して正の相関が観測されるＦａｖｅ／（a×Ｍａｖｅ＋ｂ）４/３に応じて平均血圧Ｐaveが算定されるから、高精度に平均血圧Ｐaveを算出することが可能である。また、係数aおよび係数ｂを利用者間で共通に設定する場合には、生体解析装置１００の使用時における校正が不要になるという利点がある。なお、第５実施形態の構成は、第１実施形態から第４実施形態の何れにも適用し得る。 As can be understood from the above description, in the fifth embodiment, the average blood pressure Pave is calculated, it is possible to calculate the average blood pressure Pave with high accuracy. Moreover, when the coefficient a and the coefficient b are set in common among users, there is an advantage that calibration is not required when using the bioanalytical device 100 . The configuration of the fifth embodiment can be applied to any one of the first to fourth embodiments.

＜第６実施形態＞
第１実施形態の検出信号ＺB1の周波数に関する強度スペクトルには、周波数軸上の全域にわたり略均等な強度で分布するノイズ（以下「バックグラウンドノイズ」という）が含まれ得る。バックグラウンドノイズは、例えば、生体解析装置１００を構成する電気回路に固有のショットノイズや、生体解析装置１００の設置環境に存在する電磁波に起因したノイズである。第６実施形態では、検出信号ＺB1から特定される強度スペクトルからバックグラウンドノイズを低減して血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定する。 <Sixth Embodiment>
The frequency-related intensity spectrum of the detection signal ZB1 of the first embodiment may include noise (hereinafter referred to as “background noise”) distributed with substantially uniform intensity over the entire frequency axis. The background noise is, for example, shot noise inherent in the electric circuit forming the bioanalyzer 100 or noise caused by electromagnetic waves present in the installation environment of the bioanalyzer 100 . In the sixth embodiment, the blood volume index M and the blood flow index F are calculated by reducing background noise from the intensity spectrum specified from the detection signal ZB1.

第６実施形態の検出装置３０B1は、前述の各形態で例示した検出信号ＺB1のほか、バックグラウンドノイズを表す信号（以下「観測信号」という）を生成する。観測信号は、血流が観測されない状態で生成される。例えば、反射率が低く、移動する物体を含まない静止物体に発光部Ｅが光を照射した状態で受光部Ｒが出力する信号が観測信号として生成される。なお、静止物体に光を照射しない状態で受光部Ｒが出力する信号を観測信号として利用してもよい。また、測定部位Ｈまたは測定部位Ｈより上流の位置をカフ等により止血した状態で受光部Ｒが出力する信号を観測信号として利用してもよい。以上の説明から理解される通り、測定部位Ｈの血流に由来した成分を含まない観測信号が生成される。すなわち、測定部位Ｈの血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定するときに存在するバックグラウンドノイズを表す観測信号が生成される。 The detection device 30B1 of the sixth embodiment generates a signal representing background noise (hereinafter referred to as an "observation signal") in addition to the detection signal ZB1 exemplified in each of the above embodiments. The observed signal is generated with no blood flow observed. For example, a signal output from the light receiving unit R when the light emitting unit E irradiates light on a stationary object that has a low reflectance and does not include a moving object is generated as an observation signal. It should be noted that the signal output from the light receiving unit R in a state where the stationary object is not irradiated with light may be used as the observation signal. Further, a signal output from the light receiving unit R in a state where the measurement site H or a position upstream of the measurement site H is stopped by a cuff or the like may be used as the observation signal. As can be understood from the above description, an observation signal that does not contain components derived from the blood flow at the measurement site H is generated. That is, an observation signal representing the background noise present when calculating the blood volume index M and the blood flow index F of the measurement site H is generated.

第６実施形態の指標算定部５１B1は、検出信号ＺB1の周波数に関する強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)からバックグラウンドノイズの強度Ｇ(f)bgを減算して、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定する。バックグラウンドノイズの強度Ｇ(f)bgは、観測信号から算定された強度スペクトルにおける各周波数ｆでの強度である。なお、バックグラウンドノイズの強度Ｇ(f)bgを平滑化（例えば移動平均）した値を強度Ｇ(f)から減算してもよい。強度Ｇ(f)bgの平滑化は、時間軸上で実行しても周波数軸上で実行してもよい。 The index calculator 51B1 of the sixth embodiment subtracts the background noise intensity G(f)bg from the intensity G(f) of each frequency f in the frequency-related intensity spectrum of the detection signal ZB1 to obtain the blood volume index M and A blood flow index F is calculated. The background noise intensity G(f)bg is the intensity at each frequency f in the intensity spectrum calculated from the observed signal. A value obtained by smoothing (for example, moving average) the intensity G(f)bg of the background noise may be subtracted from the intensity G(f). The smoothing of the intensity G(f)bg may be performed on the time axis or the frequency axis.

具体的には、指標算定部５１B1は、各周波数ｆについて、強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算することで、補正強度Ｇ(f)cを特定する。補正強度Ｇ(f)cは、以下の数式(21)で表現される。

Figure 0007124460000023
Specifically, the index calculator 51B1 specifies the correction strength G(f)c by subtracting the strength G(f)bg from the strength G(f) for each frequency f. The correction strength G(f)c is expressed by the following formula (21).
Figure 0007124460000023

数式(21)より算定された補正強度Ｇ(f)cを使用して、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。すなわち、バックグラウンドノイズの影響を低減した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。前述の各形態と同様に、血液量指標Ｍの算定には、数式(5a)または数式(5b)が利用され、血流量指標Ｆの算定には、数式(6a)または数式(6b)が利用される。 A blood volume index M and a blood flow index F are calculated using the correction strength G(f)c calculated from Equation (21). That is, the blood volume index M and the blood flow index F are calculated with reduced influence of background noise. As in the above-described embodiments, the blood volume index M is calculated using the formula (5a) or (5b), and the blood flow index F is calculated using the formula (6a) or (6b). be done.

以上の説明から理解される通り、第６実施形態では、検出信号ＺB1の強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)からバックグラウンドノイズの強度Ｇ(f)bgを減算して、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。したがって、バックグラウンドノイズの影響を低減した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。すなわち、平均血圧Ｐaveを高精度に算定することができる。なお、以上の説明では、平均血圧Ｐaveに着目したが、脈圧ΔＰの算定に利用される血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆについても同様に、数式(21)が利用される。すなわち、バックグラウンドノイズの影響を低減した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆから、高精度に脈圧ΔＰを算定することができる。 As understood from the above description, in the sixth embodiment, the blood volume index is obtained by subtracting the background noise intensity G(f)bg from the intensity G(f) of each frequency f in the intensity spectrum of the detection signal ZB1. M and blood flow index F are calculated. Therefore, the blood volume index M and the blood flow index F are calculated with reduced influence of background noise. That is, the average blood pressure Pave can be calculated with high accuracy. In the above description, attention is paid to the average blood pressure Pave, but the expression (21) is similarly used for the blood volume index M and the blood flow index F used for calculating the pulse pressure ΔP. That is, the pulse pressure ΔP can be calculated with high accuracy from the blood volume index M and the blood flow index F with reduced influence of background noise.

数式(6a)または数式(6b)から把握される通り、血流量指標Ｆは、周波数ｆを強度Ｇ(f)に乗算することで（すなわち周波数重み付け強度スペクトル（ｆ×Ｇ(f)）を利用して）算出される。したがって、周波数ｆが大きくなるほど、血流量指標Ｆに対するバックグラウンドノイズの影響が大きくなるという傾向がある。強度スペクトルからバックグラウンドノイズを低減する第６実施形態の構成は、血流量指標Ｆを算出する場合に特に有効である。なお、第６実施形態の構成は、第１実施形態から第５実施形態において、光学的に検出された検出信号の強度スペクトルについてバックグラウンドノイズを低減するために利用できる。 As can be seen from Equation (6a) or Equation (6b), the blood flow index F is obtained by multiplying the frequency f by the intensity G(f) (that is, using the frequency-weighted intensity spectrum (f × G(f)) ) is calculated. Therefore, there is a tendency that the effect of background noise on the blood flow index F increases as the frequency f increases. The configuration of the sixth embodiment, which reduces background noise from the intensity spectrum, is particularly effective when calculating the blood flow index F. The configuration of the sixth embodiment can be used to reduce background noise in the intensity spectrum of optically detected detection signals in the first to fifth embodiments.

＜第７実施形態＞
第６実施形態において検出信号ＺB1の強度スペクトルのうち測定部位Ｈの脈動に応じて強度Ｇ(f)が変化しない周波数帯域（以下「指定帯域」という）では、バックグラウンドノイズが除去されれば、強度Ｇ(f)が０に近づく。指定帯域において強度Ｇ(f)が０に近いほど、バックグラウンドノイズが高精度に除去されているとも換言される。そこで、第７実施形態では、指定帯域において、強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算した結果が０に近づくように、強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算する。指定帯域は、例えば２５ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下の帯域である。なお、指定帯域は以上の例示に限定されない。例えば、測定部位Ｈの種類に応じて適宜に指定帯域が変更される。 <Seventh Embodiment>
In the sixth embodiment, if the background noise is removed in the frequency band (hereinafter referred to as "designated band") in which the intensity G(f) does not change according to the pulsation of the measurement site H in the intensity spectrum of the detection signal ZB1, The intensity G(f) approaches zero. In other words, the closer the intensity G(f) is to 0 in the designated band, the more accurately the background noise is removed. Therefore, in the seventh embodiment, the intensity G(f)bg is subtracted from the intensity G(f) so that the result of subtracting the intensity G(f)bg from the intensity G(f) approaches 0 in the designated band. . The designated band is, for example, a band of 25 kHz or more and 30 kHz or less. Note that the designated band is not limited to the above examples. For example, the designated band is appropriately changed according to the type of the measurement site H. FIG.

第７実施形態の指標算定部５１B1は、第６実施形態と同様に、検出信号ＺB1の周波数に関する強度スペクトルにおける各周波数ｆの強度Ｇ(f)からバックグラウンドノイズの強度Ｇ(f)bgを減算して、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定する。具体的には、指標算定部５１B1は、指定帯域において強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算した結果が０に近づくように、強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算することで、補正強度Ｇ(f)cを算定する。第７実施形態の補正強度Ｇ(f)cは、以下の数式(22)で表現される。

Figure 0007124460000024
As in the sixth embodiment, the index calculation unit 51B1 of the seventh embodiment subtracts the background noise intensity G(f)bg from the intensity G(f) of each frequency f in the frequency-related intensity spectrum of the detection signal ZB1. Then, a blood volume index M and a blood flow index F are calculated. Specifically, the index calculator 51B1 subtracts the intensity G(f)bg from the intensity G(f) so that the result of subtracting the intensity G(f)bg from the intensity G(f) in the designated band approaches 0. By subtracting, the correction strength G(f)c is calculated. The correction strength G(f)c of the seventh embodiment is expressed by the following formula (22).
Figure 0007124460000024

数式(22)の記号Ｃは、指定帯域において補正強度Ｇ(f)cが０に近づくように設定される係数である。具体的には、係数Ｃは、以下の数式(23)から算出される値が最小（理想的には０）になるように設定される。数式(22)の記号ｆmaxは、指定帯域の周波数の上限値であり、ｆminは、指定帯域の周波数の下限値である。なお、係数Ｃを周波数ｆに応じて設定してもよい。例えば、周波数軸を複数に区分した帯域毎に異なる係数Ｃを設定してもよい。

Figure 0007124460000025
The symbol C in Equation (22) is a coefficient set so that the correction strength G(f)c approaches 0 in the designated band. Specifically, the coefficient C is set so that the value calculated from the following formula (23) is minimized (ideally 0). The symbol fmax in Equation (22) is the upper limit of the frequency of the specified band, and fmin is the lower limit of the frequency of the specified band. Note that the coefficient C may be set according to the frequency f. For example, a different coefficient C may be set for each band obtained by dividing the frequency axis into a plurality of bands.
Figure 0007124460000025

数式(22)から把握される通り、係数Ｃを乗算した強度Ｇ(f)bgを強度Ｇ(f)から減算することで、補正強度Ｇ(f)cが算出される。指標算定部５１B1は、各周波数ｆについて数式(22)により算出した補正強度Ｇ(f)cを利用して、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定する。前述の各形態と同様に、血液量指標Ｍの算定には、数式(5a)または数式(5b)が利用され、血流量指標Ｆの算定には、数式(6a)または数式(6b)が利用される。 As understood from the formula (22), the correction strength G(f)c is calculated by subtracting the strength G(f)bg multiplied by the coefficient C from the strength G(f). The index calculator 51B1 calculates the blood volume index M and the blood flow index F using the corrected strength G(f)c calculated by Equation (22) for each frequency f. As in the above-described embodiments, the blood volume index M is calculated using the formula (5a) or (5b), and the blood flow index F is calculated using the formula (6a) or (6b). be done.

図３６には、係数Ｃを強度Ｇ(f)bに乗算せず補正強度Ｇ(f)cを算出する構成（以下「対比例」という）により算出された周波数重み付け強度スペクトル（ｆ×Ｇ(f)c）と、数式(22)の演算による補正強度Ｇ(f)cから算出された周波数重み付け強度スペクトル（ｆ×Ｇ(f)c）とを示すグラフである。図３６から把握される通り、第７実施形態の構成では、対比例と比較して、バックグラウンドノイズを高精度に低減した周波数重み付け強度スペクトル（ｆ×Ｇ(f)c）が算出される。特に、バックグラウンドノイズの影響が大きくなる高域側においてバックグラウンドノイズを有効に低減して周波数重み付け強度スペクトル（ｆ×Ｇ(f)c）が算出される。すなわち、周波数軸上の全体にわたりバックグラウンドノイズを有効に低減した血流量指標Ｆを算出することが可能である。 FIG. 36 shows the frequency-weighted intensity spectrum (f×G( f)c) and a frequency-weighted intensity spectrum (f×G(f)c) calculated from the corrected intensity G(f)c by the calculation of Equation (22). As can be seen from FIG. 36, in the configuration of the seventh embodiment, a frequency-weighted intensity spectrum (f×G(f)c) is calculated in which the background noise is highly accurately reduced compared to the comparison. In particular, the frequency-weighted intensity spectrum (f×G(f)c) is calculated by effectively reducing the background noise on the high frequency side where the influence of the background noise becomes large. That is, it is possible to calculate the blood flow index F in which the background noise is effectively reduced over the entire frequency axis.

図３７は、対比例において算出された平均血圧Ｐaveの算出値と、カフ等で測定された平均血圧Ｐaveの実測値との関係を示すグラフである。図３８は、第７実施形態の構成において算出された平均血圧Ｐaveの算出値と、カフ等で測定された平均血圧Ｐaveの実測値との関係を示すグラフである。図３７および図３８から把握される通り、第７実施形態によれば、対比例と比較して、平均血圧Ｐaveの算出値と平均血圧Ｐaveの実測値との間に高い相関（正の相関）が観測される。また、図３７における平均血圧Ｐaveの算出値の標準偏差σは、２２．５ｍｍＨｇであるのに対して、図３８における平均血圧Ｐaveの算出値の標準偏差σは、８．８ｍｍＨｇである。以上のことからも、第７実施形態によれば、対比例と比較して、平均血圧Ｐaveを高精度に算出できることがわかる。なお、以上の説明では、平均血圧Ｐaveに着目したが、脈圧ΔＰの算定に利用される血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆについても同様に、数式(22)が利用される。 FIG. 37 is a graph showing the relationship between the calculated value of average blood pressure Pave calculated in comparison and the measured value of average blood pressure Pave measured with a cuff or the like. FIG. 38 is a graph showing the relationship between the calculated value of the average blood pressure Pave calculated in the configuration of the seventh embodiment and the measured value of the average blood pressure Pave measured with a cuff or the like. As can be seen from FIGS. 37 and 38, according to the seventh embodiment, a higher correlation (positive correlation) between the calculated value of the average blood pressure Pave and the measured value of the average blood pressure Pave is obtained compared to the comparison. is observed. The standard deviation σ of the calculated values of the average blood pressure Pave in FIG. 37 is 22.5 mmHg, whereas the standard deviation σ of the calculated values of the average blood pressure Pave in FIG. 38 is 8.8 mmHg. Also from the above, according to the seventh embodiment, it can be seen that the average blood pressure Pave can be calculated with high accuracy as compared with the comparison. In the above description, attention is paid to the average blood pressure Pave, but the expression (22) is also used for the blood volume index M and the blood flow index F used for calculating the pulse pressure ΔP.

第７実施形態においても第１実施形態と同様の効果が実現される。また、第７実施形態では、第６実施形態と同様に、バックグラウンドノイズの影響を低減した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。第７実施形態によれば、特に、指定帯域において強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算した結果が０に近づくように、強度Ｇ(f)から強度Ｇ(f)bgを減算することで、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが算定される。したがって、対比例と比較して、バックグラウンドノイズの影響を高精度に低減して血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆを算定することができる。 The seventh embodiment also achieves the same effect as the first embodiment. Further, in the seventh embodiment, similarly to the sixth embodiment, the blood volume index M and the blood flow index F are calculated with reduced influence of background noise. According to the seventh embodiment, in particular, the intensity G(f)bg is subtracted from the intensity G(f) so that the result of subtracting the intensity G(f)bg from the intensity G(f) approaches 0 in the specified band. By doing so, the blood volume index M and the blood flow index F are calculated. Therefore, the blood volume index M and the blood flow volume index F can be calculated by reducing the influence of background noise with high accuracy compared to the comparison.

＜変形例＞
以上に例示した各形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された２以上の態様を適宜に併合することも可能である。 <Modification>
Each form illustrated above can be variously modified. Specific modification modes are exemplified below. It is also possible to appropriately combine two or more aspects arbitrarily selected from the following examples.

（１）前述の各形態では、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示装置２３に表示したが、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminの算定に利用される脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveを表示装置２３に表示してもよい。すなわち、脈圧ΔＰおよび平均血圧Ｐaveは、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminとは別個の生体情報として利用される。 (1) In each of the above embodiments, the systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin are displayed on the display device 23, but the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave used to calculate the systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin are It may be displayed on the display device 23 . That is, the pulse pressure ΔP and the mean blood pressure Pave are used as biological information separate from the systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin.

（２）脈圧ΔＰおよび平均血圧Ｐaveの算定に利用する血液量指標Ｍおよび吸光度指標Ｊの算定に利用する検出信号Ｚを生成する検出装置の種類は任意である。例えば、コヒーレントな光またはインコヒーレントな光を出射して測定部位Ｈの状態に応じた検出信号Ｚを生成する光学式センサーモジュール、測定部位Ｈの表面の変位を表わす検出信号Ｚを生成する圧力センサー、または、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号Ｚを生成する超音波センサーモジュールが好適に採用され得る。ただし、レーザー光の照射により生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された血流量指標Ｆに応じて、脈圧指標および平均血圧指標の少なくとも一方を算定する構成が望ましい。 (2) Any type of detection device may be used to generate the detection signal Z used to calculate the blood volume index M and the absorbance index J used to calculate the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave. For example, an optical sensor module that emits coherent light or incoherent light to generate a detection signal Z according to the state of the measurement site H, a pressure sensor that generates a detection signal Z representing the displacement of the surface of the measurement site H Alternatively, an ultrasonic sensor module that generates a detection signal Z according to the state of the measurement site H can be preferably employed. However, there is a configuration in which at least one of the pulse pressure index and the average blood pressure index is calculated according to the blood flow index F calculated from the intensity spectrum related to the frequency of the light reflected and received inside the living body by the irradiation of the laser light. desirable.

（３）前述の各形態では、血圧算定部５７は収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定したが、血圧算定部５７が算定する指標は収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminに限定されない。例えば、算定した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを利用して、血圧算定部５７が、被験者の収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminの状態を示す指標（例えば、異常／高目／通常、など）を特定してもよい。 (3) In each of the above embodiments, the blood pressure calculator 57 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin, but the indices calculated by the blood pressure calculator 57 are not limited to the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin. For example, using the calculated systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin, the blood pressure calculator 57 generates an index indicating the state of the subject's systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin (e.g., abnormal/high/normal, etc.) may be specified.

（４）前述の各形態では、数式(1)から把握される通り、脈圧ΔＰに２/３を乗算した値を平均血圧Ｐaveに加算して収縮期血圧Ｐmaxを算定したが、数式(1)において脈圧ΔＰに乗算する係数は２/３に限定されない。また、拡張期血圧Ｐminについても同様に、数式(2)において、脈圧ΔＰに１/３以外の係数を乗算してもよい。数式(1)において脈圧ΔＰに乗算する係数を第１係数としたときに、脈圧ΔＰに第１係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveに加算することで収縮期血圧Ｐmaxは算定される。他方、数式(2)において脈圧ΔＰに乗算する係数を第２係数としたときに、脈圧ΔＰに第２係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveから減算することで拡張期血圧Ｐminは算定される。第１係数および第２係数には、任意の値が設定され得る。 (4) In each of the above embodiments, as can be seen from the formula (1), the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by 2/3 is added to the average blood pressure Pave to calculate the systolic blood pressure Pmax. ), the coefficient by which the pulse pressure ΔP is multiplied is not limited to 2/3. Similarly, for the diastolic blood pressure Pmin, the pulse pressure ΔP may be multiplied by a factor other than 1/3 in equation (2). Assuming that the coefficient to be multiplied by the pulse pressure ΔP in equation (1) is the first coefficient, the systolic blood pressure Pmax is calculated by adding the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by the first coefficient to the average blood pressure Pave. On the other hand, when the coefficient by which the pulse pressure ΔP is multiplied in Equation (2) is the second coefficient, the diastolic blood pressure Pmin is calculated by subtracting the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by the second coefficient from the mean blood pressure Pave. be. Arbitrary values can be set for the first coefficient and the second coefficient.

また、収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとの算定方法は、前述の数式(1)および数式(2)の演算に限定されない。脈圧ΔＰと平均血圧Ｐaveとに応じて収縮期血圧Ｐmaxと拡張期血圧Ｐminとが算定されれば、具体的な演算方法は任意である。ただし、脈圧ΔＰに第１係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveに加算して収縮期血圧Ｐmaxを算定し、脈圧ΔＰに第２係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveから減算することで拡張期血圧Ｐminを算定する前述の各形態によれば、脈圧ΔＰに第１係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveに加算した値が収縮期血圧Ｐmaxに近似し、脈圧ΔＰに第２係数を乗算した値を平均血圧Ｐaveから減算した値が拡張期血圧Ｐminに近似するという傾向を利用して、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを高精度に算定できる。 Also, the method of calculating the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin is not limited to the calculations of the above-described formulas (1) and (2). As long as the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin are calculated according to the pulse pressure ΔP and the average blood pressure Pave, any specific calculation method can be used. However, the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by the first coefficient is added to the average blood pressure Pave to calculate the systolic blood pressure Pmax, and the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by the second coefficient is subtracted from the mean blood pressure Pave for dilation According to each of the above-described forms for calculating the systolic blood pressure Pmin, the value obtained by adding the value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by the first coefficient to the mean blood pressure Pave approximates the systolic blood pressure Pmax, and the pulse pressure ΔP is multiplied by the second coefficient. Systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin can be calculated with high accuracy by utilizing the tendency that the value obtained by subtracting the multiplied value from the average blood pressure Pave approximates the diastolic blood pressure Pmin.

（５）前述の各形態では、脈圧算定部５３は脈圧ΔＰを算定したが、脈圧算定部５３が算定する指標は脈圧ΔＰに限定されない。例えば、例えば脈圧ΔＰを所定の関数に代入して算定した値、または、脈圧ΔＰに係数を乗算した値を脈圧算定部５３が算定することも可能である。以上の説明から理解される通り、脈圧算定部５３が算定する指標は、脈圧ΔＰに関する指標（以下「脈圧指標」という）として包括的に表現され、脈圧指標には、脈圧ΔＰそのものと脈圧ΔＰを利用して算定される値との双方を含む。 (5) In each of the embodiments described above, the pulse pressure calculator 53 calculates the pulse pressure ΔP, but the index calculated by the pulse pressure calculator 53 is not limited to the pulse pressure ΔP. For example, the pulse pressure calculator 53 can calculate a value calculated by substituting the pulse pressure ΔP into a predetermined function, or a value obtained by multiplying the pulse pressure ΔP by a coefficient. As can be understood from the above description, the index calculated by the pulse pressure calculator 53 is comprehensively expressed as an index related to the pulse pressure ΔP (hereinafter referred to as “pulse pressure index”). It includes both the value itself and the value calculated using the pulse pressure ΔP.

また、脈圧算定部５３が振幅指標を算定し、当該振幅指標を表示装置２３に表示させてもよい。以上の説明から理解される通り、脈圧算定部５３が算定した振幅指標と抵抗指標とは、独立した指標として被験者に提示してもよい。振幅指標または抵抗指標を独立した指標として算定する構成においても、原理的にカフが不要であるので、被験者の身体的な負荷を軽減しながら、各指標を高精度に算定することが可能である。 Alternatively, the pulse pressure calculator 53 may calculate the amplitude index and cause the display device 23 to display the amplitude index. As can be understood from the above description, the amplitude index and the resistance index calculated by the pulse pressure calculator 53 may be presented to the subject as independent indices. Even in a configuration in which the amplitude index or the resistance index is calculated as an independent index, since a cuff is not required in principle, each index can be calculated with high accuracy while reducing the physical burden on the subject. .

（６）前述の各形態では、脈圧算定部５３（抵抗算定部５３３）は、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比（ＳF/ＳM）を抵抗指標として算定したが、抵抗指標として算定する値は比（ＳF/ＳM）に限定されない。例えば比（ＳF/ＳM）を所定の関数に代入して抵抗指標を算定する構成、または、比（ＳF/ＳM）に係数を乗算することで抵抗指標を算定する構成も採用され得る。また、例えば血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの差を抵抗指標として算定する構成も採用され得る。ただし、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比を利用して抵抗指標を算定する構成によれば、血液量積算値ＳMと血流量積算値ＳFとの比が脈波伝播速度と相関するという傾向を利用して、高精度に抵抗指標を算定することができる。 (6) In each of the above embodiments, the pulse pressure calculator 53 (resistance calculator 533) calculates the ratio (SF/SM) of the integrated blood volume value SM and the integrated blood flow value SF as a resistance index. The value calculated as an index is not limited to the ratio (SF/SM). For example, a configuration of calculating the resistance index by substituting the ratio (SF/SM) into a predetermined function or a configuration of calculating the resistance index by multiplying the ratio (SF/SM) by a coefficient may be employed. Also, for example, a configuration may be adopted in which the difference between the blood volume integrated value SM and the blood flow volume integrated value SF is calculated as a resistance index. However, according to the configuration in which the resistance index is calculated using the ratio between the integrated blood volume value SM and the integrated blood flow value SF, the ratio between the integrated blood volume value SM and the integrated blood flow value SF becomes the pulse wave velocity. The tendency to correlate can be used to calculate the resistance index with high accuracy.

（７）前述の各形態では、脈圧算定部５３（振幅算定部５３１）は、振幅ΔＦと振幅ΔＭとの比（ΔＦ/ΔＭ）を振幅指標として算定したが、振幅指標として算定する値は比（ΔＦ/ΔＭ）に限定されない。例えば比（ΔＦ/ΔＭ）を所定の関数に代入して振幅指標を算定する構成、または、比（ΔＦ/ΔＭ）に係数を乗算することで振幅指標を算定する構成も採用され得る。また、例えば振幅ΔＦと振幅ΔＭとの差を振幅指標として算定する構成も採用され得る。ただし、振幅ΔＦと振幅ΔＭとの比を利用して振幅指標を算定する構成によれば、振幅ΔＭと振幅ΔＦとの比（ΔＦ/ΔＭ）と血流速度とが相関する傾向を利用して、高精度に振幅指標を算定することができる。また、皮膚厚の影響を低減しながら振幅指標を算定することができる。 (7) In each of the above embodiments, the pulse pressure calculator 53 (amplitude calculator 531) calculated the ratio of the amplitude ΔF to the amplitude ΔM (ΔF/ΔM) as the amplitude index. It is not limited to the ratio (ΔF/ΔM). For example, a configuration of calculating the amplitude index by substituting the ratio (ΔF/ΔM) into a predetermined function or a configuration of calculating the amplitude index by multiplying the ratio (ΔF/ΔM) by a coefficient may be employed. Also, for example, a configuration may be adopted in which the difference between the amplitude ΔF and the amplitude ΔM is calculated as the amplitude index. However, according to the configuration that calculates the amplitude index using the ratio of the amplitude ΔF and the amplitude ΔM, the ratio of the amplitude ΔM to the amplitude ΔF (ΔF / ΔM) and the blood flow velocity tend to correlate , the amplitude index can be calculated with high accuracy. Also, the amplitude index can be calculated while reducing the influence of skin thickness.

（８）前述の各形態では、脈圧算定部５３は、１つの解析期間Ｔにおける血液量指標Ｍの時間変化ＭTを脈圧ΔＰの算定に利用したが、複数の解析期間Ｔの各々における血液量指標Ｍの時間変化ＭTを複数の解析期間Ｔにわたり平均した時間変化ＭTを脈圧ΔＰの算定に利用してもよい。なお、血流量指標Ｆについても、複数の解析期間Ｔの各々における血流量指標Ｆの時間変化ＦTを複数の解析期間Ｔにわたり平均した時間変化ＦTを脈圧ΔＰの算定に利用してもよい。 (8) In each of the above embodiments, the pulse pressure calculator 53 uses the time change MT of the blood volume index M in one analysis period T to calculate the pulse pressure ΔP. The temporal change MT obtained by averaging the temporal change MT of the quantity index M over a plurality of analysis periods T may be used to calculate the pulse pressure ΔP. As for the blood flow index F, the time change FT obtained by averaging the time change FT of the blood flow index F over a plurality of analysis periods T may be used to calculate the pulse pressure ΔP.

（９）前述の各形態では、脈圧算定部５３（抵抗算定部５３３）は、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆの各々を、０以上１以下の正規化範囲に正規化したが、血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが共通の範囲で正規化されれば正規化範囲の上限値および下限値は任意である。 (9) In each of the above embodiments, the pulse pressure calculator 53 (resistance calculator 533) normalizes each of the blood volume index M and the blood flow index F to a normalized range of 0 or more and 1 or less. As long as the volume index M and the blood flow index F are normalized within a common range, the upper and lower limits of the normalized range are arbitrary.

（１０）前述の各形態では、平均血圧算定部５５は、平均血圧Ｐaveを算定したが、平均血圧算定部５５が算定する生体情報は以上の例示に限定されない。例えば平均血圧Ｐaveを所定の関数に代入して算定した値、または、平均血圧Ｐaveに係数を乗算した値を平均血圧算定部５５が算定することも可能である。以上の説明から理解される通り、平均血圧算定部５５が算定する指標は、平均血圧Ｐaveに関する指標（以下「平均血圧指標」という）として包括的に表現され、平均血圧指標には、平均血圧Ｐaveそのものと平均血圧Ｐaveを利用して算定される値との双方を含む。 (10) In each of the above embodiments, the average blood pressure calculator 55 calculated the average blood pressure Pave, but the biological information calculated by the average blood pressure calculator 55 is not limited to the above examples. For example, the average blood pressure calculator 55 can calculate a value calculated by substituting the average blood pressure Pave into a predetermined function, or a value obtained by multiplying the average blood pressure Pave by a coefficient. As can be understood from the above description, the index calculated by the average blood pressure calculator 55 is comprehensively expressed as an index related to the average blood pressure Pave (hereinafter referred to as "average blood pressure index"). It includes both the value itself and the value calculated using the mean blood pressure Pave.

（１１）前述の各形態では、平均血圧算定部５５は、血管径指標（血液量指標Ｍまたは吸光度指標Ｊ）を解析期間Ｔについて平均した平均値と、血流量指標Ｆを解析期間Ｔについて平均した平均値Ｆaveとに応じて平均血圧Ｐaveを算定したが、平均血圧Ｐaveの算定方法は以上の例示に限定されない。また、血管径指標を平均する解析期間Ｔの時間長と血流量指標Ｆを平均する解析期間Ｔの時間長とを相違させる構成、または、血管径指標を平均する解析期間Ｔと血流量指標Ｆを平均する解析期間Ｔとが時間軸上で重複しない構成も採用され得る。 (11) In each of the above embodiments, the average blood pressure calculator 55 averages the blood vessel diameter index (blood volume index M or absorbance index J) over the analysis period T, and averages the blood flow index F over the analysis period T. Although the average blood pressure Pave is calculated according to the calculated average value Fave, the method for calculating the average blood pressure Pave is not limited to the above examples. In addition, the time length of the analysis period T for averaging the blood vessel diameter index and the time length of the analysis period T for averaging the blood flow index F are different, or the analysis period T for averaging the blood vessel diameter index and the blood flow index F A configuration may also be adopted in which the analysis period T for averaging does not overlap on the time axis.

また、前述の各形態では、平均血圧算定部５５は、解析期間Ｔ内の複数の血液量指標Ｍの平均により平均値Ｍaveを算定し、複数の血流量指標Ｆの平均により平均値Ｆaveを算定したが、平均値Ｍaveおよび平均値Ｆaveを算定する方法は以上の例示に限定されない。例えば、解析期間Ｔ内の相異なる時点について算定された複数の強度スペクトルを平均することで平均強度スペクトルを算定し、平均強度スペクトルに対する演算で平均値Ｍaveおよび平均値Ｆaveを算定してもよい。平均値Ｊaveについても同様に、平均強度スペクトルから算定することも可能である。なお、平均強度<Ｉ２>が解析期間Ｔ内で変動する場合には、平均強度スペクトルを利用する構成では平均血圧Ｐaveを適正に算定できない可能性がある。したがって、平均強度<Ｉ２>が変動した場合でも平均血圧Ｐaveを高精度に算定するという観点からは、前述の第１実施形態の例示の通り、解析期間Ｔ内の各時点について平均値Ｍaveおよび平均値Ｆaveを算定する構成が好適である。 Further, in each of the above-described forms, the average blood pressure calculation unit 55 calculates the average value Mave by averaging the plurality of blood volume indices M within the analysis period T, and calculates the average value Fave by averaging the plurality of blood flow indices F. However, the method of calculating the average value Mave and the average value Fave is not limited to the above examples. For example, an average intensity spectrum may be calculated by averaging a plurality of intensity spectra calculated at different points in time within the analysis period T, and an average value Mave and an average value Fave may be calculated by calculation on the average intensity spectrum. Similarly, the average value Jave can also be calculated from the average intensity spectrum. Note that if the average intensity <I2> fluctuates within the analysis period T, there is a possibility that the average blood pressure Pave cannot be calculated properly with the configuration that uses the average intensity spectrum. Therefore, from the viewpoint of calculating the average blood pressure Pave with high accuracy even when the average intensity <I2> fluctuates, the average value Mave and the average An arrangement that calculates the value Fave is preferred.

（１２）前述の各形態では、単体の機器として構成された生体解析装置１００を例示したが、以下の例示の通り、生体解析装置１００の複数の要素は相互に別体の装置として実現され得る。なお、以下の説明では、検出信号Ｚから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定する要素を「演算処理部２７」と表記する。演算処理部２７は、例えば、図３に例示された要素（演算部５１A，演算部５１B，脈圧算定部５３，平均血圧算定部５５および血圧算定部５７）を包含する。第１実施形態以外の形態においても演算処理部２７は同様の要素で構成される。 (12) In each of the above embodiments, the bioanalytical device 100 configured as a single device was exemplified. . In the following description, an element for calculating the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the detected signal Z is referred to as "arithmetic processing unit 27". The calculation processing unit 27 includes, for example, the elements illustrated in FIG. 3 (calculation unit 51A, calculation unit 51B, pulse pressure calculation unit 53, average blood pressure calculation unit 55, and blood pressure calculation unit 57). The arithmetic processing unit 27 is composed of similar elements also in forms other than the first embodiment.

前述の各形態では、検出ユニット３０（３０A，３０B…）を具備する生体解析装置１００を例示したが、図３９に例示される通り、検出ユニット３０を生体解析装置１００とは別体とした構成も想定される。検出ユニット３０は、例えば被験者の手首や上腕等の測定部位Ｈに装着される可搬型の光学センサーモジュールである。生体解析装置１００は、例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末で実現される。腕時計型の情報端末で生体解析装置１００を実現してもよい。検出ユニット３０が生成した検出信号Ｚが有線または無線で生体解析装置１００に送信される。生体解析装置１００の演算処理部２７は、検出信号Ｚから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを算定して表示装置２３に表示する。以上の説明から理解される通り、検出ユニット３０は生体解析装置１００から省略され得る。 In each of the above-described embodiments, the biological analysis device 100 including the detection units 30 (30A, 30B, . . . ) was exemplified. is also assumed. The detection unit 30 is, for example, a portable optical sensor module attached to the measurement site H such as the subject's wrist or upper arm. The biological analysis device 100 is realized by an information terminal such as a mobile phone or a smart phone, for example. The bioanalytical device 100 may be realized by a wristwatch type information terminal. A detection signal Z generated by the detection unit 30 is transmitted to the biological analysis apparatus 100 by wire or wirelessly. The arithmetic processing unit 27 of the biological analysis device 100 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin from the detection signal Z and displays them on the display device 23 . As can be understood from the above description, the detection unit 30 can be omitted from the bioanalytical device 100. FIG.

前述の各形態では、表示装置２３を具備する生体解析装置１００を例示したが、図４０に例示される通り、表示装置２３を生体解析装置１００とは別体とした構成も想定される。生体解析装置１００の演算処理部２７は、検出信号Ｚから収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧ＰminＰを算定し、当該収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示するためのデータを表示装置２３に送信する。表示装置２３は、専用の表示機器であってもよいが、例えば、携帯電話機もしくはスマートフォン等の情報端末、または、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末に搭載されてもよい。生体解析装置１００の演算処理部２７が算定した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminは、有線または無線により表示装置２３に送信される。表示装置２３は、生体解析装置１００から受信した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示する。以上の説明から理解される通り、表示装置２３は生体解析装置１００から省略され得る。 Although the biological analysis device 100 including the display device 23 is illustrated in each of the above embodiments, a configuration in which the display device 23 is separate from the biological analysis device 100 is also conceivable as illustrated in FIG. 40 . The arithmetic processing unit 27 of the biological analysis device 100 calculates the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure PminP from the detection signal Z, and transmits data for displaying the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin to the display device 23. do. The display device 23 may be a dedicated display device, but may also be installed in an information terminal such as a mobile phone or a smart phone, or a wristwatch-type information terminal that can be carried by the subject. The systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin calculated by the arithmetic processing unit 27 of the biological analysis device 100 are transmitted to the display device 23 by wire or wirelessly. The display device 23 displays the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin received from the bioanalyzer 100 . As understood from the above description, the display device 23 can be omitted from the bioanalytical device 100 .

図４１に例示される通り、検出ユニット３０および表示装置２３を生体解析装置１００（演算処理部２７）とは別体とした構成も想定される。例えば、生体解析装置１００（演算処理部２７）が、携帯電話機やスマートフォン等の情報端末に搭載される。 As illustrated in FIG. 41, a configuration in which the detection unit 30 and the display device 23 are separate from the biological analysis device 100 (arithmetic processing section 27) is also assumed. For example, the biological analysis device 100 (arithmetic processing unit 27) is installed in an information terminal such as a mobile phone or a smart phone.

なお、検出ユニット３０と生体解析装置１００とを別体とした構成において、演算部５１Aを検出ユニット３０に搭載することも可能である。演算部５１が算定した血液量指標Ｍおよび血流量指標Ｆが有線または無線により検出ユニット３０から生体解析装置１００に送信される。以上の説明から理解される通り、指標算定部５１Aは生体解析装置１００から省略され得る。 In addition, in a configuration in which the detection unit 30 and the biological analysis apparatus 100 are separate bodies, it is also possible to mount the calculation section 51A on the detection unit 30 . The blood volume index M and the blood flow index F calculated by the calculation unit 51 are transmitted from the detection unit 30 to the biological analysis device 100 by wire or wirelessly. As can be understood from the above description, the index calculator 51A can be omitted from the bioanalytical device 100. FIG.

（１３）前述の各形態では、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の生体解析装置１００を例示したが、生体解析装置１００の具体的な形態は任意である。例えば、被験者の身体に貼付可能なパッチ型、被験者の耳部に装着可能な耳装着型、被験者の指先に装着可能な指装着型（例えば着爪型）、または、被験者の頭部に装着可能な頭部装着型など、任意の形態の生体解析装置１００が採用され得る。また、被験者が手で握ることで生体情報を測定できるハンドル型またはグリップ型の生体解析装置１００も採用され得る。 (13) In each of the above embodiments, the wristwatch-type biological analysis device 100 including the housing 12 and the belt 14 was exemplified, but the biological analysis device 100 may take any specific form. For example, a patch type that can be attached to the subject's body, an ear-mounted type that can be worn on the subject's ear, a finger-mounted type that can be worn on the fingertip of the subject (for example, a nail-on type), or can be worn on the subject's head Any form of bioanalytical device 100 such as a head-mounted type can be employed. A handle-type or grip-type bioanalytical device 100 that can measure biometric information by being held by the subject's hand may also be employed.

（１４）前述の各形態では、被験者の収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを表示装置２３に表示したが、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを被験者に報知するための構成は以上の例示に限定されない。例えば、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを音声で被験者に報知することも可能である。被験者の耳部に装着可能な耳装着型の生体解析装置１００においては、収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを音声で報知する構成が特に好適である。また、脈圧ΔＰを被験者に報知することは必須ではない。例えば、生体解析装置１００が算定した収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを通信網から他の通信装置に送信してもよい。また、生体解析装置１００の記憶装置２２や生体解析装置１００に着脱可能な可搬型の記録媒体に収縮期血圧Ｐmaxおよび拡張期血圧Ｐminを格納してもよい。 (14) In each of the above embodiments, the subject's systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin were displayed on the display device 23, but the configuration for notifying the subject of the systolic blood pressure Pmax and diastolic blood pressure Pmin is illustrated above. is not limited to For example, the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin can be notified to the subject by voice. In the ear-mounted bioanalyzer 100 that can be worn on the ear of the subject, it is particularly preferable to have a configuration in which the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin are reported by voice. Further, it is not essential to notify the subject of the pulse pressure ΔP. For example, the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin calculated by the bioanalyzer 100 may be transmitted from a communication network to another communication device. Also, the systolic blood pressure Pmax and the diastolic blood pressure Pmin may be stored in the storage device 22 of the biological analysis device 100 or in a portable recording medium detachable from the biological analysis device 100 .

（１５）前述の各形態に係る生体解析装置１００は、前述の例示の通り、制御装置２１とプログラムとの協働により実現される。本発明の好適な態様に係るプログラムは、コンピューターが読取可能な記録媒体に格納された形態で提供されてコンピューターにインストールされ得る。また、配信サーバーが具備する記録媒体に格納されたプログラムを、通信網を介した配信の形態でコンピューターに提供することも可能である。記録媒体は、例えば非一過性（non-transitory）の記録媒体であり、ＣＤ-ＲＯＭ等の光学式記録媒体（光ディスク）が好例であるが、半導体記録媒体または磁気記録媒体等の公知の任意の形式の記録媒体を包含し得る。なお、非一過性の記録媒体とは、一過性の伝搬信号（transitory, propagating signal）を除く任意の記録媒体を含み、揮発性の記録媒体を除外するものではない。 (15) The bioanalytical device 100 according to each of the above-described embodiments is implemented by cooperation between the control device 21 and the program, as illustrated above. A program according to a preferred aspect of the present invention can be provided in a form stored in a computer-readable recording medium and installed in a computer. It is also possible to provide a computer with a program stored in a recording medium provided by a distribution server in the form of distribution via a communication network. The recording medium is, for example, a non-transitory recording medium, and an optical recording medium (optical disc) such as a CD-ROM is a good example. can include recording media in the form of The non-transitory recording medium includes any recording medium other than transitory, propagating signals, and does not exclude volatile recording media.

１００…生体解析装置、１２…筐体部、１４…ベルト、２１…制御装置、２２…記憶装置、２３…表示装置、２７…演算処理部、３０A，３０B，３０C…検出ユニット、３０A1～A6、３０B1，３０C1…検出装置、５１A，５１B…演算部、５１A1～A3，５１B1，５１C，５１D…指標算定部、５３…脈圧算定部、５５…平均血圧算定部、５７…血圧算定部、５３１…振幅算定部、５３３…抵抗算定部、５３５…脈圧算定部、５３７…ＰＷＶ算定部、７１…検出ユニット、７２…表示ユニット、９０…実製品、９１…検出装置、９３…処理部、Ｅ，Ｅ1，Ｅ2…発光部、Ｅ0…発信部、Ｒ，Ｒ1，Ｒ2…受光部、Ｒ0…受信部。
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100... Biological analysis apparatus, 12... Case part, 14... Belt, 21... Control device, 22... Storage device, 23... Display device, 27... Arithmetic processing part, 30A, 30B, 30C... Detection unit, 30A1 to A6, 30B1, 30C1 ... detector, 51A, 51B ... calculation section, 51A1 to A3, 51B1, 51C, 51D ... index calculation section, 53 ... pulse pressure calculation section, 55 ... average blood pressure calculation section, 57 ... blood pressure calculation section, 531 ... Amplitude calculation unit 533 Resistance calculation unit 535 Pulse pressure calculation unit 537 PWV calculation unit 71 Detection unit 72 Display unit 90 Actual product 91 Detection device 93 Processing unit E, E1, E2...light emitting section, E0...transmitting section, R, R1, R2...light receiving section, R0...receiving section.

Claims (17)

生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部とを具備し、
前記脈圧算定部は、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標を、積算期間について積算した血流量積算値と、前記生体の血液量に関する血液量指標を前記積算期間について積算した血液量積算値と、に応じて、前記脈圧指標を算定する
生体解析装置。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index;
The pulse pressure calculation unit integrates, over an integration period, a blood flow index related to blood flow in the living body, which is calculated from an intensity spectrum related to the frequency of light reflected and received inside the living body by the irradiation of the laser light. The pulse pressure index is calculated according to an integrated blood volume value and an integrated blood volume value obtained by integrating the blood volume index related to the blood volume of the living body over the integration period .
Biological analyzer. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部とを具備し、
前記平均血圧算定部は、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標と、前記生体の血管径に関する血管径指標と、に応じて、前記平均血圧指標を算定する
生体解析装置。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index;
The mean blood pressure calculation unit calculates a blood flow index related to the blood flow of the living body and a blood vessel diameter of the living body, which are calculated from an intensity spectrum related to the frequency of the light reflected and received inside the living body by the irradiation of the laser light. and calculating said mean blood pressure index according to
Biological analyzer. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部と、
前記生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを有する第１検出装置および第２検出装置とを具備し、
前記脈圧算定部は、前記第１検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧算定部は、前記第２検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記平均血圧指標を算定する
生体解析装置。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
a blood pressure calculation unit that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index ;
A first detection device and a second detection device having a light emitting unit for irradiating the living body with laser light and a light receiving unit for receiving the laser light reflected inside the living body ,
The pulse pressure calculation unit calculates the pulse pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the first detection device. death,
The mean blood pressure calculation unit calculates the mean blood pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the second detection device. do
Biological analyzer. 前記第１検出装置および前記第２検出装置は、前記生体の肢体の周方向における相異なる位置に設けられる
請求項３の生体解析装置。 The biological analysis apparatus according to claim 3 , wherein the first detection device and the second detection device are provided at different positions in the circumferential direction of the limb of the living body. 前記第１検出装置は、前記生体の上腕における胴体側の表面に設置され、
前記第２検出装置は、前記上腕における前記胴体とは反対側の表面に設置される
請求項４の生体解析装置。 The first detection device is installed on the body-side surface of the upper arm of the living body,
The biological analysis apparatus according to claim 4 , wherein the second detection device is installed on the surface of the upper arm opposite to the body. 前記第１検出装置は、前記生体の手首における掌側の表面に設置され、
前記第２検出装置は、前記手首における甲側の表面に設置される
請求項４の生体解析装置。 The first detection device is installed on the palm side surface of the wrist of the living body,
5. The biological analysis device according to claim 4 , wherein the second detection device is installed on the back side surface of the wrist. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部と、
前記生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを有する検出装置とを具備し、
前記脈圧算定部は、前記検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧算定部は、前記血流量指標に応じて前記平均血圧指標を算定する
生体解析装置。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
a blood pressure calculation unit that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index ;
a detection device having a light emitting unit for irradiating the living body with laser light and a light receiving unit for receiving the laser light reflected inside the living body ,
The pulse pressure calculation unit calculates the pulse pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the detection device ,
The mean blood pressure calculator calculates the mean blood pressure index according to the blood flow index
Biological analyzer. 前記検出装置は、前記生体の上腕における胴体とは反対側の表面に設置される
請求項７の生体解析装置。 8. The bioanalytical apparatus according to claim 7 , wherein the detection device is installed on the surface of the upper arm of the living body opposite to the torso. 前記検出装置は、前記生体の手首における甲側の表面に設置される
請求項７の生体解析装置。 8. The biological analysis apparatus according to claim 7 , wherein the detection device is installed on the back side surface of the wrist of the living body. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定し、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定し、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する生体解析方法であって、
前記脈圧指標の算定においては、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標を、積算期間について積算した血流量積算値と、前記生体の血液量に関する血液量指標を前記積算期間について積算した血液量積算値と、に応じて、前記脈圧指標を算定する
生体解析方法。 Calculating a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body,
calculating a mean blood pressure index for the mean blood pressure of the living body;
A biological analysis method for calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
In the calculation of the pulse pressure index, the blood flow index regarding the blood flow in the living body calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light reflected and received inside the living body due to the irradiation of the laser light is calculated for the integration period. The pulse pressure index is calculated according to the integrated blood volume integrated value and the blood volume integrated value obtained by integrating the blood volume index related to the blood volume of the living body over the integration period .
Bioanalytical method. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定し、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定し、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する生体解析方法であって、
前記平均血圧指標の算定においては、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標と、前記生体の血管径に関する血管径指標と、に応じて、前記平均血圧指標を算定する
生体解析方法。 Calculating a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body,
calculating a mean blood pressure index for the mean blood pressure of the living body;
A biological analysis method for calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
In the calculation of the average blood pressure index, a blood flow index regarding the blood flow of the living body calculated from an intensity spectrum regarding the frequency of light reflected and received inside the living body by laser light irradiation ; calculating said mean blood pressure index according to a vessel diameter index relating to the vessel diameter and
Bioanalytical method. 生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを具備する第１検出装置および第２検出装置を利用する生体解析方法であって、
前記生体の脈圧に関する脈圧指標を算定し、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定し、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定し、
前記脈圧指標の算定においては、前記第１検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧指標の算定においては、前記第２検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記平均血圧指標を算定する
生体解析方法。 A biological analysis method using a first detection device and a second detection device comprising a light emitting unit that irradiates a living body with laser light and a light receiving unit that receives the laser light reflected inside the living body,
calculating a pulse pressure index related to the pulse pressure of the living body;
calculating a mean blood pressure index for the mean blood pressure of the living body;
calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the mean blood pressure index ;
In calculating the pulse pressure index, the pulse pressure index is calculated according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the first detection device. to calculate
In calculating the average blood pressure index, the average blood pressure index is calculated according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the second detection device. to calculate
Bioanalytical method. 生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを有する検出装置を利用する生体解析方法であって、
前記生体の脈圧に関する脈圧指標を算定し、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定し、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定し、
前記脈圧指標の算定においては、前記検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧指標の算定においては、前記血流量指標に応じて前記平均血圧指標を算定する
生体解析方法。 A biological analysis method using a detection device having a light emitting unit for irradiating a living body with laser light and a light receiving unit for receiving the laser light reflected inside the living body,
calculating a pulse pressure index related to the pulse pressure of the living body;
calculating a mean blood pressure index for the mean blood pressure of the living body;
calculating systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the mean blood pressure index ;
In the calculation of the pulse pressure index, the pulse pressure index is calculated according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the detection device. death,
In calculating the average blood pressure index, the average blood pressure index is calculated according to the blood flow index
Bioanalytical method. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部としてコンピューターを機能させるプログラムであって、
前記脈圧算定部は、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標を、積算期間について積算した血流量積算値と、前記生体の血液量に関する血液量指標を前記積算期間について積算した血液量積算値と、に応じて、前記脈圧指標を算定する
プログラム。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
A program that causes a computer to function as a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
The pulse pressure calculation unit integrates, over an integration period, a blood flow index related to blood flow in the living body, which is calculated from an intensity spectrum related to the frequency of light reflected and received inside the living body by the irradiation of the laser light. The pulse pressure index is calculated according to an integrated blood volume value and an integrated blood volume value obtained by integrating the blood volume index related to the blood volume of the living body over the integration period .
program. 生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部としてコンピューターを機能させるプログラムであって、
前記平均血圧算定部は、レーザー光の照射により前記生体の内部で反射して受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標と、前記生体の血管径に関する血管径指標と、に応じて、前記平均血圧指標を算定する
プログラム。 a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of a living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
A program that causes a computer to function as a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
The mean blood pressure calculation unit calculates a blood flow index related to the blood flow of the living body and a blood vessel diameter of the living body, which are calculated from an intensity spectrum related to the frequency of the light reflected and received inside the living body by the irradiation of the laser light. and calculating said mean blood pressure index according to
program. 生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを有する第１検出装置および第２検出装置とを具備するコンピューターを、
前記生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部として機能させるプログラムであって、
前記脈圧算定部は、前記第１検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧算定部は、前記第２検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記平均血圧指標を算定する
プログラム。 A computer comprising a first detection device and a second detection device each having a light-emitting unit that irradiates a living body with laser light and a light-receiving unit that receives the laser light reflected inside the living body,
a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of the living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
A program that functions as a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
The pulse pressure calculation unit calculates the pulse pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the first detection device. death,
The mean blood pressure calculation unit calculates the mean blood pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the second detection device. do
program. 生体にレーザー光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記レーザー光を受光する受光部とを有する検出装置を具備するコンピューターを、
前記生体の脈圧に関する脈圧指標を算定する脈圧算定部と、
前記生体の平均血圧に関する平均血圧指標を算定する平均血圧算定部と、
前記脈圧指標と前記平均血圧指標とに応じて、収縮期血圧および拡張期血圧を算定する血圧算定部として機能させるプログラムであって、
前記脈圧算定部は、前記検出装置の前記受光部により受光された光の周波数に関する強度スペクトルから算定された、前記生体の血流量に関する血流量指標に応じて、前記脈圧指標を算定し、
前記平均血圧算定部は、前記血流量指標に応じて前記平均血圧指標を算定する
プログラム。
 A computer equipped with a detection device having a light-emitting unit for irradiating a living body with laser light and a light-receiving unit for receiving the laser light reflected inside the living body,
a pulse pressure calculator that calculates a pulse pressure index related to the pulse pressure of the living body;
a mean blood pressure calculation unit that calculates a mean blood pressure index related to the mean blood pressure of the living body;
A program that functions as a blood pressure calculator that calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure according to the pulse pressure index and the average blood pressure index,
The pulse pressure calculation unit calculates the pulse pressure index according to the blood flow index regarding the blood flow of the living body, which is calculated from the intensity spectrum regarding the frequency of the light received by the light receiving unit of the detection device ,
The mean blood pressure calculator calculates the mean blood pressure index according to the blood flow index
program.
JP2018104934A 2017-08-16 2018-05-31 Biological analysis device, biological analysis method and program Active JP7124460B2 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018104934A JP7124460B2 (en) 2018-05-31 2018-05-31 Biological analysis device, biological analysis method and program
US16/103,968 US11253205B2 (en) 2017-08-16 2018-08-16 Pulse pressure and blood pressure analysis device, pulse pressure and blood pressure analysis method, and program

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018104934A JP7124460B2 (en) 2018-05-31 2018-05-31 Biological analysis device, biological analysis method and program

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2019208617A JP2019208617A (en) 2019-12-12
JP7124460B2 true JP7124460B2 (en) 2022-08-24

Family

ID=68845944

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2018104934A Active JP7124460B2 (en) 2017-08-16 2018-05-31 Biological analysis device, biological analysis method and program

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP7124460B2 (en)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023189483A1 (en) * 2022-03-31 2023-10-05 株式会社村田製作所 Peripheral blood pressure estimation method and biological information measurement system

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001321347A (en) 2000-05-16 2001-11-20 Nippon Koden Corp Blood pressure monitoring device
JP2004154231A (en) 2002-11-05 2004-06-03 Seiko Instruments Inc Blood pressure measuring device and blood pressure measuring method
JP2016112277A (en) 2014-12-17 2016-06-23 セイコーエプソン株式会社 Blood pressure measurement device, electronic apparatus and blood pressure measurement method
JP2016146958A (en) 2015-02-12 2016-08-18 セイコーエプソン株式会社 Blood pressure measuring device and blood pressure measuring method
JP2017153874A (en) 2016-03-04 2017-09-07 セイコーエプソン株式会社 Biological information measurement device and biological information measurement method
WO2017179693A1 (en) 2016-04-15 2017-10-19 オムロン株式会社 Biological information analysis device, biological information analysis system, program, and biological information analysis method
JP2018508273A (en) 2015-02-09 2018-03-29 日東電工株式会社 Method and apparatus for deriving mean arterial pressure in a subject

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5913826A (en) * 1996-06-12 1999-06-22 K-One Technologies Wideband external pulse cardiac monitor

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001321347A (en) 2000-05-16 2001-11-20 Nippon Koden Corp Blood pressure monitoring device
JP2004154231A (en) 2002-11-05 2004-06-03 Seiko Instruments Inc Blood pressure measuring device and blood pressure measuring method
JP2016112277A (en) 2014-12-17 2016-06-23 セイコーエプソン株式会社 Blood pressure measurement device, electronic apparatus and blood pressure measurement method
JP2018508273A (en) 2015-02-09 2018-03-29 日東電工株式会社 Method and apparatus for deriving mean arterial pressure in a subject
JP2016146958A (en) 2015-02-12 2016-08-18 セイコーエプソン株式会社 Blood pressure measuring device and blood pressure measuring method
JP2017153874A (en) 2016-03-04 2017-09-07 セイコーエプソン株式会社 Biological information measurement device and biological information measurement method
US20170251936A1 (en) 2016-03-04 2017-09-07 Seiko Epson Corporation Biological information measurement apparatus and biological information measurement method
WO2017179693A1 (en) 2016-04-15 2017-10-19 オムロン株式会社 Biological information analysis device, biological information analysis system, program, and biological information analysis method

Also Published As

Publication number Publication date
JP2019208617A (en) 2019-12-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11317873B2 (en) Biological analysis device, biological analysis method, and program
US11116414B2 (en) Biological analysis device, biological analysis method, and program
KR102299361B1 (en) Apparatus and method for monitoring blood pressure, wearable device having function of blood pressure monitoring
US9066660B2 (en) Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal
US20130109947A1 (en) Methods and systems for continuous non-invasive blood pressure measurement using photoacoustics
JP2018519889A (en) Photoelectric volume pulse wave recording device
JP6750367B2 (en) Blood pressure measuring device and blood pressure measuring method
JP7124460B2 (en) Biological analysis device, biological analysis method and program
US10058273B2 (en) Detection device and measuring apparatus
JP6629873B2 (en) measuring device
US11253205B2 (en) Pulse pressure and blood pressure analysis device, pulse pressure and blood pressure analysis method, and program
JP7069598B2 (en) Bioanalyzers, bioanalysis methods and programs
JP6996157B2 (en) Bioanalyzers, bioanalysis methods and programs
JP7187824B2 (en) Biological analysis device, biological analysis method and program
JP2019187637A (en) Living body analysis apparatus, living body analysis method, and program
US20180303429A1 (en) Blood flow analyzer, blood flow analysis method, and program
JP7135449B2 (en) Biological analysis device, biological analysis method and program
JP7087301B2 (en) Bioanalyzers, bioanalysis methods and programs
JP6996220B2 (en) Bioanalyzers, bioanalysis methods and programs
JP2018029870A (en) Detection device and detection method
JP2019033900A (en) Organism analyzer, organism analysis method and program
JP6825341B2 (en) Measuring device, blood pressure measuring device and measuring method
JP2019115549A (en) Living body analysis device, living body analysis method, and program
JP2019076539A (en) Blood flow analysis device, blood flow analysis method, and program
JP2019122447A (en) Pulse wave analysis device, optical device, and pulse wave analysis method

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20210408

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20220228

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20220308

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20220506

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20220712

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20220725

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 7124460

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150